Manual Practico Tomografia 2011

TAC – TACH – TEM – TCMD

MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA

Página 1

J.G.V

FTM 2011



Este manual de tomografía recoge las versiones ya publicadas por separado, se ha realizado un esfuerzo por reunir todas las versiones en un solo tomo, y para completar esta colección, el autor piensa en publicar la quinta parte que es PATOLOGIAS MAS COMUNES POR TOMOGRAFIA.

Página 2

J.G.V

FTM 2011



AUTOR

Este manual práctico de tomografía está hecho para poder introducirle al lector de cero, especialmente para el que esté estudiando o como para consulta, para la rama de imaginología medica, en mención especial a los tecnólogos médicos en especialidad en radiología se los dedico a ustedes, aquí yo voy a intentar explicar de manera más sencilla posible, sobre que es una tomografía axial computada, las diferencias básicas de esta con la radiografía convencional, además se da una reseña histórica sobre el tema. También se exponen aquí cuales son los principios de funcionamiento: reconstrucción a partir de las proyecciones, principio de Hounsfield, técnicas de adquisición y algunas temas más complejos como la transformada de Fourier y otros, se Analiza los componentes de un tomógrafo, su funcionamiento básico y el procedimiento o protocolos de utilización, etc.

Página 3

J.G.V

FTM 2011



PROLOGO A LA EDICION ESCRITA El texto que presento, es la expresión didáctica que resume la experiencia de estudio y de prácticas hospitalarias en los servicios de tomografía. Ha sido escrito con un objetivo muy preciso que siempre debe ser tenido en cuenta por el lector; cual es el de servir de guía, aprendizaje y recuerdo de aquéllos conocimientos básicos en los temas desarrollados. Va dirigido a los alumnos internos, residentes y muy especialmente lo he escrito pensando también en aquellos médicos no especialistas que por obligación profesional, deben dispensar su atención en conocimientos tomográficos. Esta obra no es un compendio, pero tampoco es un texto destinado a los especialistas. No se pretenda encontrar en ella elevados conocimientos académicos ni enseñanzas de técnicas en ninguno de los temas tratados, pues no ha sido ese el objetivo perseguido. Para ello hay innumerables textos especializados, escritos por profesores cuyos conocimientos y experiencia, estoy muy lejos de poseer. He redactado cada uno de los temas con mucho cuidado, procurando unir una razonable cuota de conocimientos con una suficiente claridad en la expresión de los conceptos. Una de las dificultades que enfrentan los alumnos de la ciencias de la salud, es encontrarse con voluminosos textos de la especialidad que no dan tiempo ni agrado para estudiarlos; son muy pocos los libros que están orientados hacia el alumno o al médico general, que debe enfrentarse cuando inicia su carrera profesional, ya sea otras áreas de las ciencias de la salud, debe enfrentarse con problemas de nuestra especialidad. En resumen, espero así poder contribuir a recordar y mejorar estos conocimientos en los estudiosos de estos temas, para quienes este libro fue escrito.

Editor: Javier González Vásquez.

Página 4

J.G.V

FTM 2011



INTRODUCCION

Con este trabajo quiero demostrar cómo influye la Tecnología Médica en las ciencias de la salud. La radiología, que nos ayuda a prevenir, diagnosticar y tratar enfermedades que en el pasado ni siquiera se sabía que existían. Con la evolución de esta tecnología se puede llegar a ver hasta las partes más pequeñas y escondidas de nuestros cuerpos y el funcionamiento de este. También mostraremos que su uso ayuda a detectar enfermedades y también se puede ampliar su uso al tratamiento de enfermedades malignas de la piel, los ojos y otras zonas de la superficie corporal. La radiología se transforma en una especialidad difícil y peligrosa que excluye toda improvisación Para el estudio radiológico es muy importante tener en cuenta la anatomía humana, la física de las radiaciones, protección radiológica y otros cursos, que son la base fundamental de esta carrera que es la tecnología médica en la especialidad en radiología, aquí le vamos a brindar puntos básicos para poder afianzarse en este campo de la salud.

Página 5

J.G.V

FTM 2011



CONTENIDOS:

PARTE I: HARDWARE DE LA TOMOGRAFIA

Tabla de contenido PORTADA ............................................................................................................................................................. PUBLICACIONES.................................................................................................................................................... AUTOR ............................................................................................................................................................. PROLOGO A LA EDICION ESCRITA ....................................................................................................................... INTRODUCCION .................................................................................................................................................... INDICES................................................................................................................................................................. HISTORIA DE LOS RAYOS X .................................................................................................................................. RAMAS DE LA RADIOLOGIA ................................................................................................................................ LOS RAYOS X EN LAS CIENCIAS MÉDICAS ........................................................................................................... GENERALIDADES SOBRE EL TAC ......................................................................................................................... TOMOGRAFÍA CONVENCIONAL........................................................................................................................ TOMOGRAFÍA UNICORTE ................................................................................................................................. TOMOGRAFÍA MULTICORTE ............................................................................................................................ TOMOGRAFÍA HELICOIDAL ............................................................................................................................. INTRODUCCIÓN A LA TOMOGRAFIA................................................................................................................... PERSPECTIVA HISTÓRICA .................................................................................................................................... RESEÑA HISTÓRICA DE LA TOMOGRAFIA .......................................................................................................... SIR GODFREY NEWBOLD HOUNSFIELD Y LA TOMOGRAFIA COMPUTADA, SU CONTRIBUCION A LA MEDICINA MODERNA ......................................................................................................................................... LA CARRERA A LA CONSTRUCCION DEL TC ......................................................................................................... A) Motivaciones iniciales................................................................................................................................... B) Camino a la tomografía computada (TC) ..................................................................................................... C) Conclusión ..................................................................................................................................................... TOMOGRAFIA COMPUTARIZADA RECUERDO HISTÓRICO ................................................................................ LAS GENERACIONES DE LOS TOMOGRAFOS EVOLUCION DE LOS CT SCANNERS ............................................. 1) PRIMERA GENERACIÓN (TRASLACIÓN/ROTACIÓN, DETECTOR ÚNICO) O ESCANERES DE PRIMERA GENERACIÓN (TIPO I) .......................................................................................................................................... 2) SEGUNDA GENERACIÓN (TRASLACIÓN/ROTACIÓN, MÚLTIPLES DETECTORES) O ESCÁNERES DE SEGUNDA GENERACIÓN (TIPO II) ....................................................................................................................... 3) TERCERA GENERACIÓN (ROTACIÓN/ROTACIÓN) O ESCÁNERES DE TERCERA GENERACIÓN ...................... Página 6

J.G.V

FTM 2011



4) CUARTA GENERACIÓN O ESCÁNERES DE CUARTA GENERACIÓN (ROTACIÓN-ESTACIONARIA) .................. ESCÁNERES DE QUINTA GENERACIÓN (ESTACIONARIO-ESTACIONARIA) ........................................................ ESCÁNERES DE SEXTA GENERACIÓN ................................................................................................................ TOMOGRAFIA AXIAL MULTICORTE ..................................................................................................................... COMPONENTES DEL SISTEMA DE UN TOMÓGRAFO .......................................................................................... A. Gantry .......................................................................................................................................................... VELOCIDAD DE ROTACIÓN DEL GANTRY ................................................................................................... 1) Tubo de rayos X ....................................................................................................................................... STRATON TUBO DE RAYOS-X DE LOS TOMOGRAFOS MODERNOS. - capacidad calórica. ................... 2) Colimador ................................................................................................................................................ Esquemas de los colimadores ................................................................................................................ 3) Detectores ............................................................................................................................................... los detectores – tipos:............................................................................................................................ Detectores – características .................................................................................................................. canales de detectores ............................................................................................................................ configuración de detectores .................................................................................................................. Detectores Matriz (fijos) o SIMETRICOS .................................................................................................. Detectores Adaptativos o ASIMETRICOS ................................................................................................... CARACTERISTICAS DMCT ................................................................................................................................ 4) DAS (Data acquisition system). SISTEMA DE ADQUISICION DE DATOS .................................................. Los TC singleslice o monocorte ................................................................................................................ Los TC multislice o multicorte .................................................................................................................. 5) IRS (imagin informacion system) SISTEMA DE RECONSTRUCCION DE INFROMACION .......................... B. Computadora u Ordenador. .......................................................................................................................... C. Consola del tecnólogo medico ................................................................................................................... ALGUNAS PARTES ADICIONALES: ....................................................................................................................... Generador de alta tensión ............................................................................................................................... Colocación del paciente y camilla de soporte ................................................................................................. Almacenamiento de las imágenes .................................................................................................................. Unidad de distribución de energía (PDU) ........................................................................................................ Mandos del estativo ........................................................................................................................................ Prep Delay Timer .............................................................................................................................................. Demostración de las luces de respiración ....................................................................................................... Centrado interno .............................................................................................................................................. Luz de alineación láser ...................................................................................................................................... Botón Reiniciar y piloto del sensor de colisión de la mesa, etc ...................................................................... Página 7

J.G.V

FTM 2011



PARTE II: LA FISICA DE LA TOMOGRAFIA

INTRODUCCION: ................................................................................................................................................ JUSTIFICACION DE LA FISICA TOMOGRAFICA. ................................................................................................. PRINCIPIOS DE FUNCIONAMIENTO .................................................................................................................. CORMACK Y HOUSNSFIELD .............................................................................................................................. PRINCIPIOS BÁSICOS.......................................................................................................................................... A. RECONSTRUCCIÓN DE PROYECCIONES: ..................................................................................................... Métodos iterativos ........................................................................................................................................ Métodos analíticos ........................................................................................................................................ TRANSFORMACIÓN BIDIMENSIONAL DE RADON ANÁLISIS DE FOURIER ....................................................... a) Integral de Fourier ...................................................................................................................................... b) Forma compleja de la transformada de Fourier ........................................................................................ Transformada de Fourier en medicina .............................................................................................................. FOURIER Jean Baptiste Joseph ...................................................................................................................... B. PRINCIPIO DE HOUNSFIELD: ......................................................................................................................... Presentación de la imagen, Números TC. ................................................................................................... ESCALA DE HOUNSFIELD ............................................................................................................................. Principio de funcionamiento de un tomografo ......................................................................................... MÉTODO PARA LA OBTENCIÓN DE LAS CARACTERÍSTICAS DE LOS FILTROS DE FORMA DE EQUIPOS DE TOMOGRAFÍA COMPUTARIZADA A PARTIR DE MEDIDAS DE ATENUACIÓN RELATIVA ................................... Introducción y objetivos ............................................................................................................................... Material y método ....................................................................................................................................... FORMACIÓN DE LA IMAGEN EN TOMOGRAFÍA COMPUTERIZADA VÍA LA TRANSFORMADA DE RADON ..... 1 INTRODUCCIÓN ......................................................................................................................................... 2 FORMULACIÓN DEL PROBLEMA ............................................................................................................... 3 SOLUCIÓN DE LAS ECUACIONES................................................................................................................ 4 CONSTRUCCIÓN DE LA IMAGEN ............................................................................................................... 5 CONCLUSIONES ......................................................................................................................................... Historia de la física de la tomografía .......................................................................................................... FUNDAMENTOS DE TOMOGRAFIA AXIAL COMPUTARIZADA ........................................................................ HACES INCIDENTE Y TRANSMITIDO ................................................................................................................. FUNDAMENTOS DE RETROPROYECCION ......................................................................................................... RETROPROYECCION FILTRADA ........................................................................................................................ Consideraciones y limitaciones: ..................................................................................................................... Página 8

J.G.V

FTM 2011



PARTE III: LAS RECONSTRUCCIONES EN LA TOMOGRAFIA RECONSTRUCCIONES ....................................................................................................................................... RECONSTRUCCIÓN DE IMÁGENES TRIDIMENSIONALES .................................................................................. Etapas en la reconstrucción 3D ........................................................................................................................ 1. Obtención y procesamiento de la imagen.............................................................................................. 2. Extracción de la superficie del cuerpo, técnica de segmentación de la imagen ................................... determinar el umbral deseado ........................................................................................................... Etapas en proceso semi-automático ................................................................................................................ PROCESO DE INTERPOLACIÓN ........................................................................................................................... GENERACIÓN DE LA MALLA ............................................................................................................................... EN RESUMEN EL TRATAMIENTO DE LAS IMÁGENES 3D .................................................................................. 1.-PREPROCESADO ......................................................................................................................................... Colocación del paciente ............................................................................................................................. Adquisición de la imagen ........................................................................................................................... 2.- PROCESADO ................................................................................................................................................ Visualización ............................................................................................................................................... Reconstrucción ........................................................................................................................................... 3.- POSTPROCESADO ....................................................................................................................................... Montaje 3D ................................................................................................................................................. Manipulación del 3D ................................................................................................................................... Análisis ........................................................................................................................................................ LA INTRODUCCIÓN PARA EL LENGUAJE DE IMAGEN TRIDIMENSIONAL CON MULTIDETECTOR ................. GENERALIDADES ......................................................................................................................................... MODOS DE RECONSTRUCCION DE IMAGEN .............................................................................................. LA COLIMACIÓN .......................................................................................................................................... COLIMACION DE VIGA (Beam) .................................................................................................................... EL CAPITULO DE COLIMACION .................................................................................................................... REPRESENTACIÓN DE SUPERFICIE: .............................................................................................................. DATOS DE PROYECCIÓN .............................................................................................................................. DATOS DE RECONTRUCCION ........................................................................................................................ EL CAPÍTULO THICKNESS E INTERVALO ....................................................................................................... EL NOMINAL Y EFFECTIVE EL CAPÍTULO THICKNESS ................................................................................... LOS DATOS VOLUMÉTRICOS SE SEDIMENTAN ............................................................................................. CLASES DE RECONSTRUCCIONES EN TOMOGRAFIA ...................................................................................... REFORMACIÓN MULTIPLANAR (reconstrucción multiplanar) ............................................................. Página 9

J.G.V

FTM 2011



LA REFORMACIÓN CURVADA DEL PLANAR ........................................................................................... PROYECCIÓN DE INTENSIDAD PROMEDIO ............................................................................................ LA PROYECCIÓN MÁXIMA DE INTENSIDAD ........................................................................................... LA PROYECCIÓN MÍNIMA DE INTENSIDAD ............................................................................................ SHADED SURFACE DISPLAY .................................................................................................................... REPRESENTACIÓN VOLUMÉTRICA (VOLUMEN RENDERING) ............................................................... EL VOLUMEN ORTOGRÁFICO DANDO .................................................................................................... EL VOLUMEN PERSPECTIVO DANDO ...................................................................................................... LA SEGMENTACIÓN ................................................................................................................................ REGION-OF-INTEREST EDITING (NAVEGACION VIRTUAL) ..................................................................... LA OPACIDAD THRESHOLD ..................................................................................................................... LAS CONCLUSIONES ................................................................................................................................

PARTE IV: PROTOCOLOS EN ESTUDIOS TOMOGRAFICOS PREPARACION DEL PACIENTE PARA UN TAC............................................................................................... PROCEDIMIENTO ........................................................................................................................................... GENERALIDADES EN TC. ................................................................................................................................. TERMINOS MÁS USADOS DE LOS TM EN CT ................................................................................................. ANATOMIA TOMOGRAFICA PROTOCOLOS EN CT......................................................................................... EXPLORACIÓN DE LA CABEZA POR TAC PARA EL PACIENTE. ........................................................................ 1. EN QUÉ CONSISTE LA EXPLORACIÓN DE LA CABEZA POR TAC............................................................ 2 ALGUNOS DE LOS USOS COMUNES DEL PROCEDIMIENTO .................................................................. 3 FORMA EN QUE DEBO PREPARARME ................................................................................................... 4 CÓMO SE REALIZA.................................................................................................................................. 5 QUÉ EXPERIMENTARÉ DURANTE Y DESPUÉS DEL PROCEDIMIENTO ................................................... 6 CUÁLES SON LAS LIMITACIONES DE UNA EXPLORACIÓN DE LA CABEZA POR TAC ............................. TC CEREBRAL ..................................................................................................................................................... PREPARACIÓN: ............................................................................................................................................ TÉCNICA: ...................................................................................................................................................... PROTOCOLO UNICORTE .................................................................................................................................. EXÁMENES SIN CONTRASTE SE PIDE CUANDO HAY: ..................................................................................... PROTOCOLO CEREBRAL CONVENCIONAL...................................................................................................... ver la anatomía tomográfica .................................................................................................................... ANGIOGRAFIA CEREBRAL TC.......................................................................................................................... PARÁMETROS TÉCNICOS EN TOMOGRAFÍA CEREBRAL ............................................................................... EXÁMENES CON CONTRASTE IODADO .........................................................................................................

J.G.V

Página 10

FTM 2011



INTRODUCCIÓN ........................................................................................................................................... VENTAJAS .................................................................................................................................................... TÉCNICA DE ADQUISICIÓN DE DATOS ............................................................................................................. MÉTODOS DE ADMINISTRACIÓN DE CONTRASTE .......................................................................................... Pueden utilizarse tres métodos de inyección ........................................................................................... TÉCNICA DE ADQUISICIÓN DE DATOS en unicorte ......................................................................................... Scan delay ........................................................................................................................................... Test bolus............................................................................................................................................ Bolus tracking ..................................................................................................................................... ANGIO TOMOGRAFIA CEREBRAL MULTICORTE ............................................................................................. TÉCNICAS DE POST PROCESO Y PRESENTACIÓN ............................................................................................ ver la anatomía tomográfica .......................................................................................................... TEM EN ANGIOGRAFIA CEREBRAL ................................................................................................................. Trampas en una angiografía cerebral............................................................................................................ Las indicaciones más frecuentes de realización del TEM .............................................................................. Preparación y posicionamiento del paciente .............................................................................................. Parámetros en la administración de contraste ........................................................................................... Parámetros técnicos para el barrido tomográfico ...................................................................................... Parámetros de reconstrucción de imágenes: .............................................................................................. ANALISIS DE UNA ANGIOGRAFIA POR TC: ..................................................................................................... POSTPROCECESSING DE UNA ANGIOGRAFIA POR TC: .............................................................................. 1.- La representación de superficie (MPR) o Planos de reconstrucción: ................................................ 2.- La representación de puntos de máxima intensidad (MPI) – ángulo de visión. ............................... 3.- La representación volumétrica (volumen reendering), visualización tridimensional: ..................... 4.- Método de visualización 3D como Sombreado de superficie (SSD): ................................................. TCMS de cráneo y cerebro................................................................................................................................. Dosis de radiación en estudios de TCMS: .................................................................................................. TCMS de cráneo y cerebro................................................................................................................................. TCMS de oído y cuello ....................................................................................................................................... TCMS de tórax.................................................................................................................................................... TCMS de hígado y páncreas .............................................................................................................................. TCMS urotomografía ......................................................................................................................................... TCMS aplicaciones cardiovasculares ................................................................................................................. TCMS de columna vertebral………………………………………………………………………………………………………………………… TCMS denta scan y cuerpo entero……………………………………………………………………………………………………………… TCMS del sistema osteoarticular ……………………………………………………………………………………………………………….. TCMS últimos avances tecnológicos ……………………………………………………………………………………………………….....

J.G.V

Página 11

FTM 2011



PARTE I GENERALIDADES Historia de los rayos x. El descubrimiento de los rayos X por Wilhelm Roentgen, en 1895, permitió conocer y comprender mejor un sin número de patologías, además de optimizar sus tratamientos. Si bien una adecuada compresión y lectura de las imágenes es vital en el estudio de un paciente, la solicitud y realización de las proyecciones radiológicas realmente necesarias, serán de imprescindible valor para determinar el diagnóstico. Es por lo anterior que pretenderemos dar algunas directrices generales en lo que se refiere a las proyecciones radiológicas y su técnica en el campo de radiodiagnóstico. Roentgen nació en la ciudad alemana de Lennep, pero se educó en Holanda y Suiza. Su llegada a la física se debió al impulso de su protector August Kundt, un físico alemán quien lo introdujo en esta ciencia mientras el joven Wilhelm estudiaba ingeniería mecánica en Suiza. Después de graduarse en 1869 regresó a Alemania con su mentor. En 1985, el doctor Roentgen era director del Departamento de Física en la Universidad del Wuirzburg. Con el objetivo de estudiar la fluorescencia, Wilhelm oscurece una habitación y encierra el tubo de rayos catódicos en una caja de cartón negro. Roentgen nota una luz que no procede de la caja. La luz procede de una hoja de papel recubierta de cianuro de platino que resplandece a cierta distancia del tubo. Luego prueba poniendo el tubo en otra habitación oscura y como quiera la hoja aun resplandece. Roentgen llega a la conclusión de que el tubo emite una radiación muy penetrante, capaz de atravesar capas de papel muy grueso e incluso metálicas, pero invisible. Y como no tenia idea de que radiaciones eran, las llamo X. Roentgen se percato de la importancia de los rayos X, y luego de 7 semanas de experimentación, el 28 de Diciembre del 1985, presento el primer documento sobre los rayos X y sus propiedades. Un mes después dio la primera conferencia pública sobre su descubrimiento. Y luego comenzó el frenético ascenso de esta nueva forma de diagnostico. Este descubrimiento le trajo muchos premios a Roentgen. Como el Rumford. Y fue el primero el recibir el premio Nóbel de Física. No acepto honores reales ni añadir el majestuoso don a su nombre. Tampoco patentó esta tecnología ni reclamó derechos económicos sobre los rayos X. Como

J.G.V

Página 12

FTM 2011



consecuencia de la inmensa inflación causada por la Primera Guerra Mundial, murió empobrecido y en condiciones bastantes precarias. Los rayos X (o rayos Röntgen) fueron descubiertos hace más de cien años por Wilhelm Conrad Röntgen, Científico alemán que estudió los efectos de los tubos de Crookes sobre ciertas placas fotográficas cuando los sometía al paso de una corriente eléctrica.

Roentgen

Mano de Bertha

RADIOLOGIA La radiología es la especialidad médica que se ocupa de generar imágenes del interior del cuerpo mediante diferentes agentes físicos (rayos X, ultrasonidos, campos magnéticos, etc.) y de utilizar estas imágenes para el diagnóstico y, en menor medida, para el pronóstico y el tratamiento de las enfermedades. También se le denomina genéricamente radiodiagnóstico o diagnóstico por imagen. La radiología debe distinguirse de la radioterapia, que no utiliza imágenes, sino que emplea directamente la radiación ionizante (Rayos X de mayor energía que los usados para diagnóstico, y también radiaciones de otro tipo), para el tratamiento de las enfermedades (por ejemplo, para detener o frenar el crecimiento de aquellos tumores que son sensibles a la radiación). La radiología puede dividirse de varias maneras distintas:

J.G.V

Página 13

FTM 2011



Por un lado, puede ser dividida según el órgano, el sistema, o la parte del cuerpo que se estudia. Así, puede hablarse de muchas subespecialidades, por ejemplo:  Radiología Neurológica o Neurorradiología.  Radiología de Cabeza y Cuello  Radiología Torácica  Radiología Cardíaca  Radiología Abdominal  Radiología Gastrointestinal  Radiología Genitourinaria  Radiología de la Mama  Radiología Ginecológica  Radiología Vascular  Radiología Pediátrica Por otro lado, la Radiología puede dividirse en tres grandes grupos, según su actividad principal: Medicina nuclear: genera imágenes mediante el uso de trazadores radioactivos que se fijan con diferente afinidad a los distintos tipos de tejidos. Es una rama exclusivamente diagnóstica y en algunos países se constituye en especialidad médica aparte. Radiología Diagnóstica o Radiodiagnóstico: se centra principalmente en diagnosticar las enfermedades mediante la imagen. Radiología Intervencionista: se centra principalmente en el tratamiento de las enfermedades, mediante el empleo de procedimientos quirúrgicos mínimamente invasivos guiados mediante técnicas de imagen. La frontera entre radiología diagnóstica e intervencionista no está perfectamente definida: los especialistas en diagnóstico también suelen realizar procedimientos intervencionistas en su área respectiva, y los especialistas en tratamiento (los Radiólogos Intervencionistas) suelen encargarse del diagnóstico de las enfermedades del sistema circulatorio periférico. En la actualidad, en muchos países, la subespecialidad de Radiología Vascular e Intervencionista está integrada con el resto de la Radiología en una única especialidad, aunque hay controversia sobre si deberían separarse como especialidades oficiales. J.G.V

Página 14

FTM 2011



LA TOMOGRAFIA El desarrollo de las nuevas generaciones de equipos de TAC helicoidal, junto con la mejora de los soportes informáticos, ha supuesto una espectacular evolución en el procesado de la imagen y en la expansión de imágenes tridimensionales, generándose este tipo de técnica en menor tiempo y con mayor resolución. Debido a los avances que se han producido tanto en hardware como software, se logra generar un cambio en el concepto de la tomografía. En la actualidad, la misma no trata únicamente de la presentación de imágenes axiales bidimensionales; sino que se pueden presentar estudios en los diferentes planos del espacio en 2D (multiplanaresMPR), pudiendo además generar imágenes volumétricas ofreciendo nuevas posibilidades diagnósticas y permitiendo la observación de estructuras desde infinidad de ángulos. De esta manera, el futuro del diagnostico por imágenes en tomografía computada helicoidal esta basado en la generación de imágenes tridimensionales, de las cuales se hablara detalladamente en este manual, que tiene por finalidad no solo establecer los aspectos técnicos de su generación sino que además, su importancia y aplicación dentro de la ciencias de la salud. La TOMOGRAFÍA COMPUTARIZADA ha tomado un nuevo auge después del advenimiento de la Técnica Helicoidal (Espiral), generándose nuevas indicaciones clínicas consolidándose en otras indicaciones ya existentes. El mayor impacto se ha introducido en la evaluación de la patología de CUERPO (Cuello, Tórax y Abdomen, ETC).

J.G.V

Página 15

FTM 2011



GENERALIDADES SOBRE EL TAC El significado de la sigla TAC, proveniente del griego, establece: T: Tomografía. Tomos = corte; Grafos = escritura, imagen, gráfico. Tomografía = Imagen de un corte. „Corte tomográfico‟ es redundancia. A: Axial= Relativo al eje. Podría referirse al eje corporal humano, pero también podríamos referirnos al eje de rotación del aparato, o al punto central donde coincide el rayo central durante la exposición, que a su vez coincide con el centro de la zona de estudio. C: Computarizada = mediante sistemas informáticos.

J.G.V

Página 16

FTM 2011



DIFERENCIAR ALGUNOS TERMINOS MÁS USADOS EN TAC TOMOGRAFÍA CONVENCIONAL

El tubo produce un haz de rayos X que pasa a través del paciente y que es captado en una serie de detectores en el lado contrario. El tubo y los detectores están ubicados en lados opuestos de un anillo que rota alrededor del paciente y la unión por medio de cables entre las estructuras que rotan y la computadora impiden que el tubo y los detectores se muevan continuamente, por lo que después de cada rotación, el escáner debe detenerse y rotar en sentido contrario. En cada una de dichas rotaciones se obtiene una imagen axial y luego la camilla del equipo mueve automáticamente al paciente para realizar un nuevo corte, habitualmente por debajo del primero. TOMOGRAFÍA INCREMENTAL Tomografía convencional (normal) o modo axial. TOMOGRAFÍA UNICORTE

La tecnología del anillo libre en el diseño permitió el surgimiento de los tomógrafos helicoidales, en los que se eliminó la unión rígida mecánica entre los cables de energía y el tubo de rayos X y permitió que el tubo rotara en una dirección indefinidamente. Simultáneamente con el movimiento del tubo, la mesa que soporta al paciente también se mueve de manera continua y los datos obtenidos, son reformateados automáticamente en una computadora, que muestra las imágenes como cortes axiales. En estos equipos también se pueden obtener reconstrucciones de gran calidad en cortes coronales, sagitales y oblicuos. TOMOGRAFÍA MULTICORTE

Los multicorte pueden tener hasta 64 columnas activas de detectores, lo que significa que estos últimos pueden abarcar en muy poco tiempo (un escaneo de tórax, abdomen y pelvis en pocos segundos, particularmente importante en pacientes en malas condiciones), una determinada zona o tejido corporal, aunado a que vienen con un nuevo software, que permite asombrosas capacidades en el procesamiento de las imágenes obtenidas. Alternativamente pueden obtenerse cortes extremadamente finos, hasta J.G.V

Página 17

FTM 2011



de 0.5 cm , lo que no sólo mejora el detalle, sino que facilita la reconstrucción de imágenes de gran calidad. TOMOGRAFÍA HELICOIDAL

Permite la obtención de información tridimensional (volumétrica) del paciente, con gran calidad de la imagen, en un corto período de tiempo. Esto se logra acoplando la rotación continua del tubo de RX ( Gantry) con el movimiento del paciente hacia la fuente de RX; con adelantos tecnológicos asociados que proporcionan mayor capacidad de calentamiento del tubo y mayor sensibilidad en los detectores. LIMITACIONES DE LA TOMOGRAFÍA HELICOIDAL. .- No tolera altos miliamperajes; mientras menos sea el miliamperaje mayor granularidad de la imagen. .- A menor colimación mayor granularidad de la imagen; esto se compensa aumentando el miliamperaje (esto se presenta en colimación 5mm.). .- En los estudios de la unión cervicotorácica se presentan múltiples artificios de origen óseo por los hombros, esto se soluciona evaluando dicha área con técnica convencional lo que permite utilizar miliamperaje mayor (120 Kv, 300 mA).

INTRODUCCIÓN A LA TOMOGRAFIA L A tomografía axial computada (TAC) o también conocida como tomografía computada (TC), es un método imaginológico de diagnóstico médico, que permite observar el interior del cuerpo humano, a través de cortes milimétricos transversal al eje céfalo-caudal, mediante la utilización de los rayos X.

J.G.V

Página 18

FTM 2011



La imágenes obtenidas por un tomógrafo, se presentan de una forma determinada al médico, este al visualizar el corte (ver figura de ejemplo) lo piensa como si estuviera mirando al paciente desde los pies.

Fig. TAC de abdomen, en la cual se señala una masa tumoral en la cabeza del páncreas Los posibles usos de este método diagnostico, son los siguientes: anormalidades del cerebro y medula espinal, tumores cerebrales y accidentes cerebro vasculares, sinusitis, aneurisma de aorta, infecciones torácicas, enfermedades de órganos como el hígado, los riñones y los nódulos linfáticos del abdomen y muchos otros más. Para aumentar la definición de por sí alta, se puede recurrir a distintos medios de contraste, con lo que se obtendrá una imagen mucho más nítida. Por ejemplo, el bario se utiliza para realzar la estructura intestinal, este puede ser suministrado al paciente por vía oral o rectal. El uso de los rayos X en la TAC, es una notoria diferencia con el otro método de diagnóstico médico por configuración de imagen, la resonancia nuclear magnética (RNM), que en cambio, utiliza ondas de

J.G.V

Página 19

FTM 2011



radiofrecuencia dentro de un campo magnético de alto poder, no irradiando al paciente. No debe confundirse la TAC con la radiología convencional de rayos X (placa simple), que igualmente permite una visualización en dos dimensiones, pero con mucho menor detalle, debido a que se superponen las diferentes estructuras del organismo sobre una misma imagen, porque la radiación es emitida de una forma difusa. En cambio, para la TAC se utiliza un haz muy bien dirigido y con un grosor determinado, que depende del tamaño de la estructura a estudiar, pudiendo variarlo desde los 0.5 mm hasta los 20 mm. Otra diferencia notable entre estos dos métodos diagnósticos, es que en la placa simple, las estructuras se ven radiolúcidas (en negro, por ejemplo pulmón) y radiopaco (en blanco, por ejemplo hueso), no pudiéndose diferenciar otro tipo de densidad. Mientras que en la TAC, se pueden distinguir distintas densidades, pudiendo así reconocer los múltiples tejidos; además se logran visualizar detalles de hasta 1 mm o 2 mm (cosa no factible en la placa simple), dejando muy pocas estructuras fuera de observación. Esta resolución, es una ventaja fundamental para el diagnóstico precoz de procesos tumorales. Vale la pena destacar, a favor de la placa simple, que es de un costo muy inferior (S/40) a la TAC (S/ 200), lo que permite una mayor accesibilidad a este método en nuestro país y fundamentalmente en el ámbito publico. La mayor desventaja que presenta la TAC, es la dosis de radiación que recibe el sujeto a estudio, que aumenta con la cantidad de cortes que se realicen. Para tener una idea de la cantidad de cortes necesarios, en un estudio del cráneo, se necesitan como mínimo 12 o 14; en estudios de abdomen o tórax él número de cortes es mayor aún. Los equipos que realizan la TAC, actualmente pueden utilizarse como dispositivos de entrada a sistemas PACS (Picture Archiving and Communication System). Este año se cumplen 22 años de la entrega del premio Nobel de medicina y fisiologÌa en forma compartida a Allen Cormack y Godfrey Hounsfield, por la invención de la tomografía axial computarizada (TAC).

J.G.V

Página 20

FTM 2011



El impacto que esta maravillosa invención tuvo, y seguramente siga teniendo sobre la medicina durante los próximos años, es imposible de dimensionar. Sólo a modo de ejemplo, en 1998 se realizaron en los EE.UU. más de 30 millones de exámenes de TAC y esta cifra crece a un ritmo estimado del 10% anual. Este artículo revisa los orígenes y detalles de la invención, los primeros pasos de la técnica y el desarrollo de los modernos tomógrafos computarizados helicoidales de la actualidad. Finalmente, se exponen los próximos avances representados por la generación de los tomógrafos multicorte.

B

A

Figura (A): Prototipo de tomógrafo axial desarrollado por Hounsfield en 1970, con el que se exploraron especimenes de cerebros. Se puede observar que consiste en un sistema rotatorio con un tubo de rayos x y un detector en el extremo opuesto. Figura (B): TAC de doble corte. El haz de rayos x incide sobre dos arcos paralelos de detectores (Elsint)

J.G.V

Página 21

FTM 2011



El escáner de tomografía computarizada significó una auténtica revolución en el campo de la radiología, ya que se basa en el enfoque de un haz de rayos X colimado sobre el paciente, donde la radiación remanente atenuada es medida por un detector cuya respuesta se transmite a un ordenador. El ordenador analiza la señal del detector, reconstruye la imagen y la presenta en un monitor de televisión. Después se fotografía la imagen para su posterior evaluación y archivo. Mediante ecuaciones matemáticas (algoritmos) adaptadas al procesamiento informático se efectúa una reconstrucción por ordenador de vistas transversales de la región anatómica de interés.

PERSPECTIVA HISTÓRICA En los últimos 40 años no se ha producido en el instrumental utilizado en rayos X ningún avance comparable al desarrollo del escáner de tomografía computarizada (TC). En la década de 1950, los físicos e ingenieros ya disponían de los componentes necesarios para construir un escáner de TC. En los años 1970, Godfrey Hounsfield fue el primero en demostrar públicamente el funcionamiento de este sistema. Hounsfield, ingeniero en EMI, Ltd., una empresa británica que hizo posible el descubrimiento, recibió la unánime felicitación de los expertos en el sector. En 1982, este ingeniero británico recibió el premio Nóbel de Física, compartido con el físico Alan Cormack, de la Tufts University, autor de los fundamentos matemáticos que condujeron a los modelos de reconstrucción de imágenes en TC.

J.G.V

Página 22

FTM 2011



RESEÑA HISTÓRICA DE LA TOMOGRAFIA Los fundamentos matemáticos de la TAC, fueron establecidos en el año 1917 por el matemático Austriaco J. Radon, quien probó que era posible reconstruir un objeto bidimensional o tridimensional, a partir de un conjunto de infinitas proyecciones. En 1963, el físico A.M. Cormack indicó la utilización práctica de los resultados de Radón para aplicaciones en medicina. Nacía así la llamada tomografía computada.

Fig. Original "Siretom" CAT scanner, 1974

El primer aparato de TAC (ver figura), fue producido en la compañía disquera EMI (Electric and Musical Industries). En el año 1955 decidió diversificarse y con tal fin, instaló un Laboratorio Central de Investigación, para reunir científicos abocados a proponer proyectos interesantes en diversos campos, que permitieran generar nuevas fuentes de ingreso. Su creador y desarrollador fue el Ingeniero Goodfrey N.Hounsfield (ver fig),

J.G.V

Página 23

FTM 2011



Fig. Ingeniero Goodfrey newbold. Hounsfield.

Sir Godfrey Hounsfield recientemente fallecido revolucionó la medicina con la tomografía computada o escáner. Su invento es considerado por muchos como uno de los más importantes del siglo XX y lo hizo merecedor del premio Nóbel en 1979.

Premio Nóbel en Medicina en 1979 “por el desarrollo de la tomografía asistida por computadoras”, entró a trabajar en 1951 a EMI y en 1967 propuso la construcción del escáner EMI, que fue la base de la técnica para desarrollar la TAC, como una máquina que unía el cálculo electrónico a las técnicas de rayos X con el siguiente fin: Crear una imagen tridimensional de un objeto, tomando múltiples mediciones del mismo con rayos X desde diferentes ángulos y utilizar una computadora que permita reconstruirla a partir de cientos de "planos" superpuestos y entrecruzados. La TAC se constituyó como el mayor avance en radiodiagnóstico desde el descubrimiento de los rayos X. Su introducción al mercado de Estados Unidos en 1972, tuvo un éxito abrumador, ya que 170 hospitales lo solicitaron, aún cuando el costo era de U$S 385,000. En aquellos tiempos cada corte o giro del tubo emisor de radiación requería 4 minutos y medio para realizarse, además de los 60 segundos indispensables para reconstruir la imagen; actualmente con los tomógrafos multicorte se realizan 2 cortes por segundo y éstos se reconstruyen instantáneamente. A medida que se hacían más rápidos y presentaban mejor resolución, los tomógrafos fueron pasando por distintas generaciones. Finalmente aparecieron los tomógrafos multicorte con multidetectores y actualmente, los tomógrafos helicoidales, en donde el giro del tubo emisor es continuo, permitiendo hacer cortes y disparos simultáneos J.G.V

Página 24

FTM 2011



en diferentes ángulos, con lo cual se evita la discontinuidad entre cortes, reduce el tiempo de exposición, utiliza menos líquido de contraste y facilita la reconstrucción tridimensional de imágenes. SIR GODFREY NEWBOLD HOUNSFIELD Y LA TOMOGRAFIA COMPUTADA, SU CONTRIBUCION A LA MEDICINA MODERNA No es exageración decir que en el diagnóstico por imágenes hay un antes y un después de la creación de la tomografía computada o escáner. La capacidad de poder ver en mejor forma, con más precisión y menor invasión el interior del cuerpo humano se lo debemos en gran parte a Sir Godfrey Hounsfield, inglés -en gran parte autodidacta- cuya creación le valió el Premio Nóbel de medicina o fisiología en 1979. Hounsfield falleció el 12 de Agosto pasado en Londres a los 84 años y su muerte fue consignada en los principales diarios del mundo que le dedicaron columnas y reportajes.

Como muchos otros científicos importantes, su nombre es poco conocido fuera del ambiente radiológico, pese a que su creación, en constante evolución, aún sigue revolucionando a numerosas especialidades de la medicina. Su invento es considerado por muchos como uno de los más importantes del siglo XX, comparándolo a lo que en su época significó el descubrimiento de los rayos X por Roentgen.

Figura. Sir Godfrey N. Hounsfield (1919-2004).

J.G.V

Página 25

FTM 2011



LA CARRERA A LA CONSTRUCCION DEL TC A) Motivaciones iníciales Después de la primera guerra mundial su padre adquiere una granja en Newark, Nottinghanshire donde nace en Agosto 28, 1919. Fue el lugar ideal para un niño inquieto y de gran imaginación, el menor de cinco hermanos, para sus primeras invenciones. Diferentes maquinarias agrícolas son su primera motivación. Su interés lo lleva hacia aparatos eléctricos construyendo amplificadores y grabadoras y con un amigo del colegio logran instalar un cinematógrafo al lado de su casa. Desarrolla además en esta etapa experimentaciones sobre vuelo lanzándose desde montones de heno en rudimentarios planeadores construidos por el mismo. En el colegio demuestra un moderado y fácil entusiasmo por física y matemáticas. El interés en aeroplanos lo lleva durante la segunda guerra mundial a enrolarse como reservista voluntario en la real fuerza aérea (RAF), donde adquirió experiencia en electrónica al trabajar en radares. Su aporte lo lleva a ser instructor de la Escuela de Radar de la RAF. El reconocimiento de su labor por parte de sus superiores lo llevan a la Faraday House Electrical Engineering College de Londres donde estudia Ingeniería eléctrica. En 1951, se incorpora a la firma EMI Limited participando en el desarrollo de nuevos sistemas de radar y de armas guiadas. B) Camino a la tomografía computada (TC) En su trabajo tempranamente se interesó por los computadores, liderando el equipo que construyó el primer computador con transistores del Reino Unido en 1958, siendo posteriormente trasladado por EMI a sus laboratorios de investigación. En los años 60 aplicó los conocimientos adquiridos al desarrollo del escáner, dándonos con ello una forma diferente de obtener y registrar la interacción de los Rayos X con el cuerpo. De esta forma pudimos visualizar los distintos órganos y tejidos, con el giro el tubo en el eje axial y procesamiento de la información con detectores y amplificadores de mayor sensibilidad que la placa radiográfica convencional disponible hasta ese momento. La radiología convencional era la principal herramienta de diagnóstico por imágenes, y tenía numerosas limitaciones. No se podía representar, en una película de dos J.G.V

Página 26

FTM 2011



dimensiones toda la información contenida en un objeto que posee tres, quedando las diferentes estructuras superpuestas. Además discriminaba solo entre tejidos de densidad muy diferente como lo son el aire, agua, hueso, grasa y tampoco era capaz de separar en forma cuantitativa las distintas densidades de las estructuras exploradas por el haz de rayos X. La placa radiográfica sólo es capaz de registrar la absorción media de los tejidos atravesados. La tomografía computada introduce el cambio ya que puede medir la atenuación o absorción del haz de rayos cuando pasa a través de secciones del cuerpo y lo hace desde cientos de diferentes ángulos. Con estas mediciones, los computadores pueden reconstruir imágenes del interior del cuerpo. El paradigma fue comprender, que al escanear un objeto desde muchos ángulos, era posible extraer toda la información contenida en él. Este concepto ya había sido publicado por Allan Cormack, físico sudafricano, en los años 1963 y 1964, pero sus estudios no tuvieron un resultado práctico, probablemente por las dificultades de los computadores de su época para realizar todos los cálculos necesarios en un tiempo razonable, pero es sin duda Sir Godfrey Hounsfield la figura central en el desarrollo del tomógrafo computado. En forma totalmente independiente de Cormack, desarrolló un prototipo y construyó el primer equipo de TC para uso clínico, que permitía examinar el cráneo y su contenido (Figuras siguientes). Los primeros resultados clínicos se publicaron en la primavera europea de 1972, sorprendiendo a la comunidad médica. Procesos patológicos que previamente solo podían demostrarse, en forma indirecta, eran ahora demostrados en forma directa. Pocos descubrimientos médicos han recibido una aceptación tan inmediata y entusiasmaron tanto como la tomografía computada, revolucionando el trabajo médico en el mundo entero. Los cinco primeros equipos fabricados fueron instalados en el Reino Unido y Estados Unidos. Luego se sucedieron rápidamente nuevas generaciones de ellos con notables avances, que expandieron sus aplicaciones, permitiendo no sólo el estudio del cráneo y cerebro, sino también del resto del cuerpo. El número de equipos creció rápidamente. Sir Godfrey Hounsfield obtuvo el premio Nóbel de Fisiología o Medicina en 1979, compartiéndolo con Allan Cormack. En el discurso de presentación del comité del Nóbel, se destacó que previo al escáner, “las radiografías de la cabeza mostraban sólo los huesos del cráneo, pero el cerebro permanecía como un área gris, cubierto por la neblina. Súbitamente la neblina se ha disipado”. J.G.V

Página 27

FTM 2011



En su discurso de aceptación del premio, se refirió al futuro de esta técnica, prediciendo muchos de los avances que seguirían, e incluso habló de la posibilidad de examinar las arterias coronarias, bajo lo que llamó “condiciones especiales”. Hoy esas condiciones son una realidad y permiten, entre muchos otros estudios, evaluarlas en forma rutinaria y no invasiva. En ese mismo discurso se refirió a los fundamentos de la resonancia magnética, que por esos años también se iniciaba como una revolucionaria herramienta diagnóstica. Visualizó que ambas técnicas, serían complementarias, contribuyendo a importantes avances, en una nueva era del diagnóstico médico.

Figura 1. Primer prototipo de escáner clínico para cerebro instalado en el Hospital Atkinson Morley´s. Londres. Figura 2. Primera imagen clínica obtenida con tomógrafo computado prototipo. Permaneció en EMI como jefe del área de investigación médica, retirándose oficialmente en 1986, pero continuó trabajando como consultor de dicha empresa y de varios hospitales del Reino Unido. El interés del público por su invención complicó a este hombre sencillo, que disfrutaba caminando por las montañas, sin un plan definido. Recibió numerosos premios y distinciones entre ellas ser nombrado caballero y ser distinguido con el McRobert Award considerado como el premio Nóbel de ingeniería, un mérito indiscutible para alguien sin estudios universitarios. En su recuerdo y como homenaje, utilizamos las unidades Hounsfield, para definir la densidad de los tejidos estudiados en tomografía computada. J.G.V

Página 28

FTM 2011



C) Conclusión Los avances continúan hasta hoy y especialmente en los últimos años, a un ritmo vertiginoso. Estos han sido posibles gracias al desarrollo de nuevos algoritmos de reconstrucción de las imágenes, nuevos desarrollos técnicos y al desarrollo paralelo de equipos computacionales que pueden procesar cada vez mayor información, en un tiempo menor. Como un indicador de estos cambios, los equipos en la década de los 80, efectuaban un corte de 1 cm de grosor, con un tiempo de giro de 1 segundo y requerían 20-30 segundos, para reconstruir la imagen de dicho corte. Actualmente existen equipos capaces de efectuar 64 cortes, submilimétricos, en 1/2 segundo, todos los cuales son reconstruidos en forma instantánea. Entre las muchas ventajas de los nuevos equipos está, el permitir reconstruir los “volúmenes de datos” adquiridos, en cualquier plano del espacio, dándole una capacidad multiplanar, mejorando así nuestra habilidad para detectar y entender las enfermedades. Millones son los pacientes que se benefician cada día con el invento de Sir Godfrey Hounsfield, que permitió objetivar mejor las alteraciones que las enfermedades producen en el organismo, contribuyendo a un diagnóstico más precoz, preciso y a evaluar los tratamientos efectuados. De esta forma sustituyó y eliminó numerosos otros estudios diagnósticos de menor rendimiento y permitió el crecimiento de la radiología tecnológica intervencionista, o cirugía mínimamente invasiva, al utilizarlo como guía de agujas o catéteres para obtener muestras de tejidos o vaciar abscesos, sustituyendo en ambos casos a la cirugía tradicional. Con su invento, Sir Godfrey Hounsfield transformó la especialidad de la radiología, expandiendo sus áreas de influencia, convirtiendo nuestro trabajo que es tecnología medica, lo primordial es un apoyo y servicio a las demás especialidades médicas. TOMOGRAFIA COMPUTARIZADA RECUERDO HISTÓRICO: En 1972, el Dr. Godfrey Hounsfield describe y pone en práctica la Tomografía Axial Computarizada. Su teoría se fundamenta en el coeficiente de atenuación que experimenta el haz de rayos X al atravesar la materia. En radiología convencional, la imagen se consigue por la interacción fotoquímica de los fotones que atraviesan la materia con las sales de plata de la emulsión de la placa radiográfica, después del proceso de revelado, fijado, lavado y secado. En radiología digital, aunque no se puede prescindir por el momento, de la placa radiográfica para su estudio e informe posterior, la imagen se consigue

J.G.V

Página 29

FTM 2011



mediante los cálculos de atenuación de la radiación X, al interaccionar y atravesar la materia de estudio.

LAS GENERACIONES DE LOS TOMOGRAFOS EVOLUCION DE LOS CT SCANNERS Los primeros sistemas experimentales y su desarrollo: Aunque Allen M. Cormack (fig. siguiente) publico sus primeros resultados experimentales en 1964 en el cual los coeficientes de atenuación del corte de un objeto fueron reconstruidos desde sus series de proyecciones angulares, su publicación recibió poca atención en aquella época. Algunos años después, Godfrey N. Hounsfield condujo experimentos similares pero mucho mas extensos usando primero fuentes de radiación gamma y posteriormente una fue de Rx. En sus experimentos iniciales con R , le tomó 9 días para adquirir los datos (  a 28,000 mediciones) y 2.5 horas para reconstruir la imagen en una computadora principal. Reemplazando la fuente de R por un tubo de Rx redujo el tiempo de scan a 9 horas . Un aparato posterior mostrado en la figura:

Con tubo de Rx y en detector montado en un banco de torno con un corte seccional de un espécimen preservado de cerebro humano. Al final del choque de traslación el espécimen cerebral era rotado un grado y el choque traslacional era repetido con el tubo de Rx y el detector.

J.G.V

Página 30

FTM 2011



Con este aparato Hounsfield fue capaz de diferenciar sustancia gris de blanca en el espécimen preservado El Sr. Hounsfield empleó en aquella época los laboratorios de investigación de la EMI en Londres, Inglaterra. Su éxito le condujo al desarrollo del escáner para cabeza y cuerpo EMI y la revolución en la práctica de la medicina. En 1979 Cormack y Hounsfeld recibieron el premio Nobel en medicina por sus contribuciones a CT. En la TAC, existen 4 técnicas de adquisición de los datos, cada una de ellas, asociada con una generación del desarrollo de esta tecnología: TIPOS DE CT (Escáneres).

1) PRIMERA GENERACIÓN (TRASLACIÓN/ROTACIÓN, DETECTOR ÚNICO) O ESCANERES DE PRIMERA GENERACIÓN (TIPO I)

A inicios de 1972 un prototipo clínico el scanner EMI para la cabeza (EMI marK I) fue instalado en el hospital de Atkinson Morley , Londres Y probó ser un éxito inmediato con la primera imagen clínica Una versión mejorada fue introducida en el mercado de EU en el meeting de RSNA. El scanner consistía en un tubo de Rx con ánodo estacionario enfriado por aceite circulante. El haz de Rx era colimado hasta convertirlo en forma de un lápiz de allí su nombre de Haz en lápiz y después de pasar a través de la cabeza del paciente y una bolsa de agua era detectada por un cristal de yoduro de sodio acoplado a un tubo foto multiplicador. . Dos detectores lado a lado con una apertura de 5 x 13 mm fueron empleados para permitir que dos cortes se obtuvieran simultáneamente. El tubo de Rx y los detectores fueron acoplados rígidamente por una estructura que se le denominaba el YOKE (yugo) como se ilustra en las figuras: Las vistas son obtenidas por la traslación del Yoke tubo de Rx y detectores dibujados por flechas rectas y muestreando la salidas de los detectores durante este scan transnacional ( 160 muestras a través de 24 cm. de FOV ). El tubo y los detectores fueron rotados un grado ( dibujados por flechas curvas ) seguida por otro scan transnacional para obtener una segunda vista. Este movimiento de traslación y rotación fue repetido hasta obtener 180 perfiles de atenuación, cada un grado de angulación fue obtenido. Esto tomó 4,5 minutos.

J.G.V

Página 31

FTM 2011



Las figuras muestran los rayos simples para tres vistas. Otros 1,5 min. Fueron requeridos para reconstruir imágenes de 80 x 80 (píxel de 3mm) de dos slices. La bolsa de agua fue empleada para otorgar un tejido constante equivalente en el camino longitudinal del haz de Rx y para minimizar los problemas del endurecimiento del haz. También permitía la calibración del detector antes y después de escanear al paciente. El funcionamiento se basa en un tubo de Rx y un detector, este sistema hace el movimiento de translación rotación. Para obtener un corte tomográfico son necesarias muchas mediciones y, por tanto muchas rotaciones del sistema, lo que nos lleva a tiempos de corte muy grandes (superiores a 5 minutos). Se uso para hacer Cráneos. Las máquinas de primera generación, realizan la siguiente serie de operaciones: 1. Estudiar la atenuación de 160 trayectorias paralelas mediante la traslación del tubo emisor y del detector. 2. Posteriormente girar todo el conjunto 1 grado. 3. Realizan nuevamente las operaciones 1 y 2, hasta que el conjunto gire 180º.

J.G.V

Página 32

FTM 2011



Esquemas del funcionamiento del escáner de primera generación

Se realizan 180 estudios de 160 muestras cada uno, obteniéndose 28800 atenuaciones, para una imagen con una matriz de 80 x 80, se tienen en total 6400 celdas. Para hallar la atenuación producida por cada celda hay que resolver 6400 incógnitas con 28800 ecuaciones. La máquina tarda unos cinco minutos en realizar la operación completa. Los datos, previa conversión analógico-digital se almacenan en un disco. Estos datos pueden procesarse en la computadora mientras se realiza la siguiente exploración completa. Con los resultados obtenidos, mediante un conversor digital-analógico, se puede realizar la presentación de los diferentes planos en una pantalla. La imagen se produce utilizando la escala de Hounsfield. • Principio de T-R • Haz en lápiz • Rotación de 180º • Time de corte: 4.5 – 5 min. • Proceso de trasladarse-parar-rotar (180 veces)

J.G.V

Página 33

FTM 2011



2) SEGUNDA GENERACIÓN (TRASLACIÓN/ROTACIÓN, MÚLTIPLES DETECTORES) O ESCÁNERES DE SEGUNDA GENERACIÓN (TIPO II)

Aplicando estos principios para escanear el cuerpo así como la cabeza fue el siguiente paso lógico, y condujo al desarrollo de la segunda generación el escáner EMI 5000 conceptualmente ilustrado en las figuras siguientes. El haz en lápiz empleado en el escáner MARK I daba como resultado en una pobre utilización geométrica del Haz de Rx y alargamiento de los tiempos de scan . Esto fue mejorado con los escaners de segunda generación EMI 5000 por le empleo de 30 detectores, 3mm x 13 mm y 10° de haz abanicado. Como se ilustra en las figs. Los detectores y el haz de Rx escaneaban al paciente linealmente. Cada detector muestreaba durante el movimiento traslación arreglo tubo-detector y resultaba en 30 vistas con 0,33° de diferencia angular entre las vistas obtenidas por los detectores vecinos. El tubo de Rx y el arreglo de detectores deberían entonces rotar 10° y el movimiento de traslación fue repetido. Dieciocho movimientos de traslación y rotación ocurrían, resultando un total de 5400 perfiles de proyección o vistas de tal manera que cada vista comprendía 600 rayos simples. Los tiempos de escaning más rápidos fueron de 18 seg. Debería notarse que esta máquina también fue del tipo de traslación y rotación y que las vistas consistían en rayos paralelos similares a aquellos vistos en los escaners de primera generación. Sin embargo la calidad de la imagen fue marcadamente mejorada sobre el escáner EMI MARK I debido a varios factores: mas vistas, muestreo del rayo fino, una matriz grande ( 320 x 80), una apertura del detector pequeña y tiempo de escan reducido. En estos y en todos los subsecuentes escáners de CT , la cubierta de bolsa de agua fue omitido. En esta generación se utilizan varios detectores y un haz de Rx en abanico (lo que aumentaba la radiación dispersa), con esto se consigue que el tiempo de corte se reduzca entre 20 y 60 seg. Este sistema es similar al anterior en cuanto a los movimientos que realiza el conjunto, pero este modelo utiliza un haz de rayos X en forma de abanico con un ángulo de apertura de 5º aproximadamente y un conjunto de detectores cuyo número oscila entre 10 y 30, dispuestos linealmente formando un vector (ver esquema en la figuras). De esta manera, se logra reducir el tiempo de exploración a aproximadamente dos minutos. J.G.V

Página 34

FTM 2011



Esquema del funcionamiento del escáner de segunda generación.

3) TERCERA GENERACIÓN (ROTACIÓN/ROTACIÓN) O ESCÁNERES DE TERCERA GENERACIÓN

En 1975 General Electric (GE) y también Variam Asssociates anunciaron su diseño de tercera generación como se ilustra: El tubo y los detectores arreglados en un pívot alrededor del paciente en un simple movimiento rotacional durante el cual las vistas son adquiridas. En la geometría de tercera generación, los rayos de las vistas son todas adquiridas simultáneamente, y cada detector activo ( el numero de detectores activos esta determinado por el scan FOV) esta asociado con un rayo. También las vistas son comprimidas en una manera convergente en vez de las muestras de rayos paralelos. Dependiendo del manufacturador el tubo de Rx puede ser pulsado o continuo. En los primeros escaners GE y Varían, el tubo de Rx fue pulsado para obtener una vista.

J.G.V

Página 35

FTM 2011



Durante los 4,8 seg. De scan en el GE 7800 y los escaners 8800, el tuvo fue pulsado 288 veces y durante 9,6 seg. De scan 576 veces (60 pulsos/seg.) Así en un scan de 4,8 seg. Comprendían 288 vistas y en un scan de 9,6 seg. 576 vistas. En ambos escaners Varían y GE el tubo y los detectores rotaban 360º. El diseño Varían original empleo Slip Rings (anillos rozantes) que permitía al tubo de Rx y el arreglo de los detectores girar continuamente. En los escaners GE utilizaron un ensamblaje de cables. Corrientemente, los scaners de tercera generación fueron marqueteados por GE, Philips, Siemens, Toshiba, Elsint y Shimatzu. El top de la línea fueron los modelos que tenían aproximadamente 750 detectores y un tiempo de scan en 360º de 2 a 4 seg. Significativamente tiempos mas cortos que los 18 seg. De tiempo de scan obtenidas con los primeros escaners de cuerpo. Siemens introdujo escaners con 0,75 seg. De tiempo de scan el cual es llevado a cabo gracias a los slip rings como fue hecho en los primeros diseños Varían. Esto minimiza el problema de una rápida aceleración y una desaceleración de la gran masa que representa el tubo de Rx, el colimador , el sistema de adquisición de datos y las estructuras de soporte asociadas. En los cuales el tubo de Rx y la matriz de detectores giraban en movimientos concéntricos alrededor del paciente. Como equipos de sólo rotación, los escáneres de tercera generación eran capaces de producir una imagen por segundo. El escáner de TC de tercera generación utiliza una disposición curvilínea que contiene múltiples detectores y un haz en abanico. El número de detectores y la anchura del haz en abanico, de entre 30 y 60° y el haz en abanico y la matriz de detectores permiten ver al paciente completo en todos los barridos. La disposición curvilínea de detectores se traduce en una longitud constante de la trayectoria del conjunto fuente-detector, lo que ofrece ventajas a la hora de reconstruir las imágenes. Esta característica de la matriz de detectores de tercera generación permite además obtener una mejor colimación del haz de Rx, con la reducción de la radiación dispersa. Una de las principales desventajas de los escáneres de tercera generación es la aparición ocasional de artefactos, debida a a a un fallo de algún un detector Esta es la generación de tomógrafos computados más utilizada en la actualidad. Aquí se utiliza un haz de rayos X ancho, entre 25º y 35º, que cubre toda el área de exploración y un arco de detectores que posee un gran número de elementos, generalmente entre 300 y 500. Ambos elementos, tubo y banco de detectores realizan un movimiento de rotación de 360º (ver esquema en J.G.V

Página 36

FTM 2011



las figuras). Este sistema ofrece dos ventajas importantes: Primero, el tiempo de exploración se reduce considerablemente, llegando a sólo 2 o 3 segundos. Y segundo, se aprovecha en forma eficiente la radiación del tubo.

• Principio: Rotación. • HAZ ABANICO (30-45º). • Detectores – gas: Xe. • 360° Rotación • Scan Time 1.2 - 10 Seg.. • APLICACION : Todo el Cuerpo

Esquemas del funcionamiento del escáner de tercera generación

J.G.V

Página 37

FTM 2011



4) CUARTA GENERACIÓN O ESCÁNERES DE CUARTA GENERACIÓN (ROTACIÓN-ESTACIONARIA)

En 1975 Jay Stein de AS&E propusieron la geometría de la cuarta generación consistiendo en un arreglo de detectores estacionarios y un tubo de Rx que rotaba a través de un circulo dentro de este arreglo Los perfiles de atenuación son obtenidos por con el muestreaje de los detectores cuando el tubo de Rx rota y cada detector resulta en una vista angular diferente del corte de interés. En el diseño original de la AS&E el diseño tenia 600 detectores y obtenía 600 vistas con 512 rayos por vista en 5 segundos ( en los escáner de cuarta generación , el numero de detectores determina el numero de vistas en 360º de scan) . Cristales de Germanato de Bismuto acoplados a un tubo foto multiplicador comprendían los elementos detectores. Al final de 1970 los escáner de 4ta. Generación fueron tardíamente maqueteados por la Ohio Nuclear (720 detectores) Pfizer (600 y 2400 detectores) Picker (600 y 1200 detectores) y la EMI (1088 detectores). Los escaners EMI 7000 tuvieron un diseño diferente a otros de cuarta generación ya que ellos emplearon el anillo detector “mutante”: Corrientemente 3 compañías marketeaban tomógrafos de cuarta generación diseños Varian, Picker, Toshiba e Imatron. Picker marqueateaba el diseño clásico de cuarta generación, Toshiba vendía el diseño nutante . Grandes angulos abanicados eran generalmente empleados con los escaners de cuarta generación, esto reducía la carga al tubo de Rx . Como resultado de esto y de la pequeña masa inercial de los tubos de Rx, tiempos de scan verdaderamente cortos fueron posibles. El escáner Picker 1200SX, por ejemplo, podía realizar tiempos de 1,6 s. en 360º de scan y 1,9 s. para la generalmente mas preferido overscan de 398º. Los escáneres de cuarta generación poseen sólo movimiento rotatorio. El tubo de Rx gira, pero la matriz de detectores no. La detección de la radiación se realiza mediante una disposición circular fija de detectores. El haz de rayos X tiene forma de abanico, con características similares a las de los haces usados en equipos de tercera generación. Estas unidades alcanzan tiempos de barrido de 1 segundo y pueden cubrir grosores de corte variables, así como suministrar las mismas posibilidades de manipulación de la imagen que los modelos de generaciones anteriores. La matriz de detectores fijos de los escáneres de cuarta generación no produce una trayectoria de haz constante desde la fuente a todos los detectores, sino J.G.V

Página 38

FTM 2011



que permite calibrar cada detector y normalizar su señal durante cada barrido. El principal inconveniente de los escáneres de de cuarta generación es la alta dosis que recibe el paciente, bastante superior a la que se asocia a los otros tipos de escáneres. En la cuarta generación de tomógrafos se distinguen dos modelos: Rotación/Estacionario y Rotación/Nutación. El primero utiliza un anillo fijo de detectores dentro del cual gira el tubo de rayos X. Las ventajas que presenta este sistema son, primero que el tubo puede girar a velocidades altas, disminuyendo el tiempo de exploración. Y segundo que el sistema es poco sensible a las variaciones o diferencias de comportamiento entre los detectores. Como desventaja se puede citar el hecho de que, constructivamente, resulta muy grande y costoso, debido al gran número de detectores. El segundo modelo mencionado (Rotación/Nutación) también utiliza un anillo de detectores, pero en este caso el tubo de rayos X gira por fuera del anillo y los detectores realizan un movimiento de nutación (oscilación de pequeña amplitud del eje de rotación) para permitir el paso del haz de rayos X. Si bien el sistema mecánico para producir el movimiento de nutación de los detectores resulta complejo y costoso, con este tipo de tomógrafo se han obtenido exploraciones de muy alta resolución en tan sólo un segundo.

J.G.V

Página 39

FTM 2011



• Rotación continúa. • 360° con anillos detect.(424- 2400) • Cintilador+fotodiodo • Tiempo de scan <1 seg. • Aplicación : todo el cuerpo

Esquemas del funcionamiento del escáner de cuarta generación, Rotación/Estacionario.

ESCÁNERES DE QUINTA GENERACIÓN (ESTACIONARIOESTACIONARIA) En esta clase de TC hay múltiples fuentes fijas de Rx que no se mueven y numerosos detectores también fijos. Son muy caros, muy rápidos y con tiempos de corte cortísimos. Apenas se utilizaron en ningún lugar del mundo escepto en EEUU. ESCÁNERES DE SEXTA GENERACIÓN Se basan en un chorro de electrones. Es un cañón emisor de electrones que posteriormente son reflexionados (desviados) que inciden sobre laminas de tugnsteno. El detector esta situado en el lado opuesto del Gantry por donde entran los fotones. Consigue 8 cortes contiguos en 224 mseg. Apenas se utilizaron en ningún lugar el mundo escepto en EEUU, eran carisimos y enormes, poco útiles. Hoy en día ya se habla de generaciones de tomógrafos multicortes

J.G.V

Página 40

FTM 2011



TOMOGRAFIA AXIAL MULTICORTE MULTICORTE: imágenes por giro (espiral), es una línea espiral, solamente podemos pensar que es un giro espiral pero sin embargo multicorte es mucho más complejo por que a generado el desarrollo de la tomografía computada en el área del gantry y hardware, detectores dan el nombre del equipo, elementos dispuestos en matrices, abertura de haz. Ojo con este dato: cada n líneas (elementos) se divide en filas y cada fila se divide en cientos de detectores y se van a agrupar de acuerdo a canales la cual van a dar el nombre del equipo en este momento vamos a dividir en tres generaciones de multidetectores: 1º generación: 4- 6 coberturas - canales (1999 - 2002) 2º generación: 16- 32 coberturas -canales (2002 – 2004) 3º generación: 40 – 60 coberturas – canales (2004 – mas)

J.G.V

Página 41

FTM 2011



COMPONENTES DEL SISTEMA DE UN TOMÓGRAFO Sea cual sea el tipo de escáner que se utilice, todos los equipos de tomografía axial computada están compuestos básicamente por tres grandes módulos o bloques, estos son: el gantry, la computadora (ordenador) y la consola del tecnólogo medico.

ESQUEMA DE UNA SALA DE TOMOGRAFIA

J.G.V

Página 42

FTM 2011



A. Gantry Con esta palabra inglesa se designa al cuerpo vertical de la unidad que presenta un orificio central en el que se introduce la camilla de exploración con el paciente. Interiormente tiene un anillo giratorio que está formado en las unidades de TAC de: _ Tercera Generación: por el tubo y un sector circular de detectores. _ Cuarta Generación: por un anillo giratorio y una consola completa de detectores fijos. Contiene un tubo de rayos X, la matriz de detectores, el generador de alta tensión, la camilla de soporte del paciente y los soportes mecánicos. Estos subsistemas se controlan mediante órdenes electrónicas transmitidas desde la consola del operador, y transmiten a su vez datos al ordenador con vistas a la producción y análisis de las imágenes obtenidas. El gantry es el lugar físico donde es introducido el paciente para su examen. En él se encuentran, el tubo de rayos X, el colimador, los detectores, el DAS y todo el conjunto mecánico necesario para realizar el movimiento asociado con la exploración.

Fig. Gantry y mesa Hay dos tipos de gantry, los que rotan 360º y cambian de dirección y los de rotación continua (son los más modernos y se utilizan en los sistemas helicoidales, que se diferencian porque la energía y la trasmisión de las señales adquiridas, llega a través de anillos deslizantes).

J.G.V

Página 43

FTM 2011



VELOCIDAD DE ROTACIÓN DEL GANTRY : Single- Slice : Tiempo de rot.=1s. (1 corte x seg.) Multi- Slice : Tiempo de rot. = 0,5 seg.( generan 4 cortes en cada rotación , 8 veces más rápidos que los single-slice.

J.G.V

Página 44

FTM 2011



1) Tubo de rayos X El tubo de rayos X es un recipiente de vidrio al vacío, rodeado de una cubierta de plomo con una pequeña ventana que deja salir las radiaciones al exterior. El tubo trabaja normalmente entre 120 y 140 kV. La cadena de detectores (240) puede ser de cuerpos sólidos o líquidos. El tiempo para realizar un corte es menor o igual a dos segundos. Tubo de rayos x. En la mayoría de los tubos se usan rotores de alta velocidad para favorecer la disipación del calor. Los escáneres de TC diseñados para la producción de imágenes con alta resolución espacial contienen tubos de Rx con punto focal pequeñ

Siemens Straton tubo de rayosx Hoy en día existen nuevos tubos de rayos X como es de la imagen Siemens STRATON vamos a desarrollar este punto.

J.G.V

Página 45

FTM 2011



STRATON TUBO DE RAYOS-X DE LOS TOMOGRAFOS MODERNOS. Una mejora significante en la visualización hasta de los detalles más delicados para un diagnóstico más rápido y fiable: esto es lo que Ud. puede ver en los últimos desarrollos en TAC. La tecnología z-Sharp de Siemens cumple perfectamente estas expectativas aumentando los límites de resolución espacial hasta un nivel completamente nuevo, Cada uno de los sistemas radiográficos del Somatom Definition cuenta con un detector y un tubo de rayos X Straton. Éste último ha sido nominado para el premio German Future Prize de este año. Los tubos convencionales de rayos X, poseen una carcaza que a su vez contiene un aceite que permite la refrigeración del ánodo rotatorio. Esto conlleva a una pobre disipación de calor entre el ánodo y el aceite refrigerante, debido a la interfase vacío/aceite que se produce. La manera de compensar esta ineficiente disipación de calor sería aumentando el tamaño del ánodo giratorio, de manera que este tenga una mayor capacidad calórica. En lugar de eso, las compañías como Siemens idearon un moderno tubo de rayos X, un tanto diferente al modelo convencional, al que denominaron STRATON. La manera en que este innovador sistema disipa el calor en mejor forma que el sistema convencional, es a trav és de un contacto directo entre el refrigerante y el sistema de ánodo rotatorio de tal manera que llega a disipar cinco millones de unidades calóricas (MHU) por minuto. Además de esto, el haz de radiación es desviado por un sistema de bobinas deflectoras a la salida del cátodo, lo que permite obtener dos puntos focales alternantes en el ánodo. Este revolucionario sistema de refrigeración logra disminuir lógicamente los tiempos de enfriamiento, con lo que se pueden realizar exámenes de mayor duración sin ningún problema, algo que limita a los equipos que utilizan el sistema convencional, y que significa un problema al realizar este tipo de exploraciones, obligándonos a utilizar tiempos mayores. Como además no es necesario aumentar el tamaño del ánodo, estos compactos diseños han sido fundamentales a la hora de disminuir los tiempos de rotación hasta incluso 0,33 segundos, lo que permite estudiar rangos mas amplios en menor tiempo y disminuir los artefactos de movimiento, sobre todo por el movimiento de las vísceras. Una de las novedades más interesantes en RSNA Straton Siemens fue el tubo de rayos X, que se encuentra actualmente disponible como una opción de 16 escáneres Sensación, bueno hay que tener cuenta que si queremos adquirir o asesorar para la adquisición de un tomógrafo es muy importante ver el grado

J.G.V

Página 46

FTM 2011



refrigeración del tubo de tomógrafo, es llamado capacidad calorífica esto depende de la cantidad de filas, un ejemplo si la TC es de mayor potencia entonces necesitamos mayor capacidad caloríficas ojo con este dato el tubo de straton su capacidad calorífica es cero porque esta en continuamente refrigeración y no se calientan.

Entrañas del anillo de un TAC. T: tubo de rayos X. D: detector. X: haz de rayos X. R: sentido de rotación.

2) Colimador En TC a veces se utilizan dos colimadores. El primero se monta en la cubierta del tubo o en sus proximidades, y limita el área del paciente que intercepta el haz útil, determinando así el grosor del corte y la dosis de radiación recibida por el paciente. Este colimador prepaciente suele constar de varias secciones que permiten obtener un haz de rayos X casi paralelo. Un ajuste inapropiado de los colimadores prepaciente origina un exceso innecesario de dosis de radiación en el paciente durante la TC. El segundo colimador (pospaciente), restringe el campo de Rx visto por la matriz de receptores. Este colimador reduce la radiación dispersa que incide sobre los detectores.

J.G.V

Página 47

FTM 2011



El colimador es un elemento que me permite regular el tamaño y la forma del haz de rayos. Aquí es donde se varía el ancho del corte tomográfico. Este puede variar de 1 a 10 mm de espesor. Figuras siguientes.. Esquemas de los colimadores 1. Tubo-detectores perfectamente alineados. 2. El scan alrededor del paciente colecciona un número de medidas de trasmisión. 3. El haz que sale del tubo es formado por filtros especiales. 4. El haz es colimado para que pase por el corte de interés. 5. El haz es atenuado por el paciente y los fotones trasmitidos son medidos por el detector 6. El detector convierte los Rx en señales electricas (analógicas). 7. El ADC lo convierte en señales digitales. 8. Estos son enviados al computador para la formación de la imagen

J.G.V

Página 48

FTM 2011



ESQUEMA DE LOS COLIMADORES

J.G.V

Página 49

FTM 2011



3) Detectores Los detectores reciben los rayos X transmitidos después que atravesaron el cuerpo del paciente y los convierten en una señal eléctrica. Existen 2 tipos de detectores: ● Detectores de gas Xenón: El detector es una cámara que contiene el gas Xenón a alta presión y un par de placas. El rayo entrante ioniza el gas y los electrones son atraídos por la placa cargada positivamente. Luego la corriente generada es proporcional a la cantidad de rayos absorbidos. ● Detectores de cristal o de estado sólido: Están hechos de un material cerámico que convierte los rayos X en luz. El detector tiene a su vez un fotodiodo, que convierte la luz en una señal eléctrica, proporcional al número de fotones de rayos X, que entran en la celda. Conjunto de detectores. Los primeros escáneres de TC tenían un solo detector. Los más modernos utilizan numerosos detectores, en disposiciones que llegan hasta contener 2.400 elementos de dos categorías: detectores de centelleo y detectores de gas.

RECORDANDO LOS DETECTORES – TIPOS: 1. detector de cintilacion / fotomultiplicador 2. detector de cintilacion / multiplicador fotodiodico. 3. camara de ionizacion presurizada

J.G.V

Página 50

FTM 2011



Detector de escintilacion / fotomultiplicador: • actualmente obsoleto (primera y 2da generación). • detector originalmente empleado en la TC, y usado en mn. • cristal sólido de escintilacion :naI (tl). • emiten luz cuando los rx o r inciden sobre estos, • la luz estimula el fotocatodo, y la convierte en señal electrónica. • el fotomultiplicador amplifica esta señal electrónica. (inestabilidad y fosforescencia). • la señal se digitaliza y se trasmite a la computadora. Cristal de escintilacion / multiplicador fotodiodico: • detectores de estado solido. • la luz de cristal escintilador se une a un fotodiodo de silicona. • sus ventajas son: alta estabilidad, pequeño tamaño y su bajo costo. camaras de ionizacion presurizadas: • son de pequeño tamaño y se pueden disponer muy próximos, para captar por completo la radiación incidente. • están constituidas por una serie de compartimientos con paredes muy finas.(gran densidad de detectores) • se perfunde gas xenon sobre el sistema para asegurar uniformidad en la respuesta. • el xenon no es tan eficaz como los detectores sólidos. • las cámaras se presurizan de 10 a 30m atm.y se construyen con anchura grande. • se produce cierta perdida en la placa frontal del detector. Detectores – características: 1. eficiencia (caco) 2. respuesta temporal 3. rango dinámico 4. alta reproductibilidad y 5. estabilidad. 1.- caco • captura: tamaño y distancia entre los detectores. • absorción: densidad, número atómico, tamaño y espesor del detector. • conversión: capacidad de convertir los rx absorbidos en señal electrónica. • eficiencia del detector =eficiencia de dosis (50-70%)

J.G.V

Página 51

FTM 2011



2.- buena respuesta temporal: velocidad de un evento a otro. seg, afterglow, pile-up. 3.-rango dinámico.- capacidad para responder a una extensa gama de intensidades de rx. (106 a 1). 4 y 5.- evitar desequilibrio y fluctuaciones Hoy en día se usa los siguientes tipos: CANALES DE DETECTORES: - Single-Slice : Fila única de detectores - Multi-Slice : 4 filas de detectores (4) Sistemas de adquisición de datos, hoy en día se dice que un tomógrafo son multidetectores cuando tiene 4 filas de detector.

J.G.V

Página 52

FTM 2011



• CONFIGURACIÓN DE DETECTORES : Los CT multi-detector se pueden dividir, de acuerdo a su matriz de detectores, en dos amplias categorías: •

- Detectores Matriz (fijos) o SIMETRICOS: son aquellos detectores que tienen Espesores iguales en su composición como se muestra en la figura.

•

-Detectores Adaptativos o ASIMETRICOS: son aquellos detectores que esta configurado de la siguiente manera sus Espesores o elementos más finos al centro, más gruesos en la periferie. aumentan en longitud desde el centro como muestra la figura.

 Los equipos multislices presentan un tubo de rayos X y múltiples filas de detectores, cada fila contiene de 500 a 900 elementos de detectores conectados a 4 sistemas de adquisición de datos.

J.G.V

Página 53

FTM 2011



Su utilidad de los detectores: 1.- Detectores de Matriz o Fijos; Utiliza elementos de espesor semejante.

2.-Detectores Adaptativos; Usa elementos de espesor diferente.

J.G.V

Página 54

FTM 2011



• Un CT helicoidal convencional posee entre 500 y 900 detectores orientados en una sola fila. •

El CTMD posee múltiples filas de detectores, entre 500 y 900 detectores por fila (Matriz de detectores).

• Mide la Eº depositada • Eº

C.E

Rx

Body

Cuantificada en s. elec.

CARACTERISTICAS: • Eficiencia: Eficacia para captar fotones • Estabilidad: Referida a la consistencia y ajuste. • Conformidad: Se refiere al tiempo que toma el detector para recibir, producir y distribuir una señal

J.G.V

Página 55

FTM 2011



ALGUNOS DETECTORES

J.G.V

Página 56

FTM 2011



CONFIGURACIONES DEL DETECTOR Como un ejemplo aprendamos las configuraciones del detector: 4 X 1,25 mm; 4 x 2,5 mm; 4 X 3,75 mm; 4 X 5,0 mm; 1 X 1,25 mm y 2 X 0,63 mm. • 4 X 1,25 mm: se pueden captar cuatro señales (cortes axiales) o hélices intercaladas o interespaciadas (cortes helicoidales) con cuatro filas de detectores de 1,25 mm

J.G.V

Página 57

FTM 2011



• 4 X 2,5 mm: se pueden captar cuatro señales (cortes axiales) o hélices intercaladas o interespaciadas (cortes helicoidales) con ocho filas de detectores de 1,25 mm, contribuyendo dos filas a la detección de cada señal (corte axial) o hélice intercalada o interespaciada (cortes helicoidales).

• 4 X 3,75 mm: se pueden captar cuatro señales (cortes axiales) o hélices intercaladas o interespaciadas (cortes helicoidales) con 12 filas de detectores de 1,25 mm, contribuyendo tres filas a la detección de cada señal (corte axial) o hélice intercalada o interespaciada (cortes helicoidales).

J.G.V

Página 58

FTM 2011



• 4 X 5,0 mm: se pueden captar cuatro señales (cortes axiales) o hélices intercaladas o interespaciadas (cortes helicoidales) con 16 filas de detectores de 1,25 mm, contribuyendo cuatro filas a la detección de cada señal (corte axial) o hélice intercalada o interespaciada (cortes helicoidales).

• 1 X 1,25 mm: una fila de detectores de 1,25 mm puede captar una señal axial, contribuyendo únicamente esa fila a la detección de dicha señal.

J.G.V

Página 59

FTM 2011



• 2 X 0,63 mm: se pueden captar dos señales (cortes axiales) o hélices intercaladas (cortes helicoidales) con dos filas de detectores de 1,25 mm, contribuyendo únicamente dos filas a detectar la mitad de cada señal (corte axial) o hélice intercalada (corte helicoidal)

Configuraciones axiales Las configuraciones axiales son: 4 X 1,25 mm; 4 X 2,5 mm; 4 X 3,75 mm; 4 X 5,0 mm; 1 X 1,25 mm y 2 X 0,63 mm. • 4 x 1,25 mm: 1,25 mm es el espesor de corte mínimo. Cada giro del estativo abarca 5 mm de región anatómica.

J.G.V

Página 60

FTM 2011


J.G.V


Página 61

FTM 2011


J.G.V


Página 62

FTM 2011


J.G.V


Página 63

FTM 2011



Captación de señales axiales Se captan cuatro u ocho señales o canales por cada giro del estativo. Cada una de las cuatro u ocho señales puede captarse por un solo detector o por una combinación de dos, tres u cuatro detectores. Una vez que una señal obtenida por varios detectores se combina en un canal, ésta no puede separarse. • El número de detectores combinados por señal o canal influye en el espesor de corte mínimo. • Pueden generarse uno, dos u cuatro cortes por cada giro del corte. • El espesor de corte puede cambiarse retrospectivamente. • La configuración del detector en el momento de la adquisición influye en las opciones de reconstrucción retrospectiva. • Las exploraciones axiales multicortes son más rápidas que las exploraciones helicoidales de corte sencillo que utilizan un paso de 1:1. Intervalo axial El intervalo equivale al número de imágenes por giro multiplicado por el espesor de corte, es decir, con el modo 4 x 2,5 se generan cuatro imágenes de 2,5 mm de espesor cada una, de un total de 10 mm de cobertura por giro. El intervalo por giro sería de 10 mm.

J.G.V

Página 64

FTM 2011



Si se necesita un salto de intervalo, se utilizará la fórmula expuesta arriba más la separación deseada.

Corrección de la inclinación La corrección de inclinación de los detectores múltiples se realiza automáticamente en exploraciones axiales o helicoidales. En la exploración axial, el intervalo cambiará para mantener la misma distancia entre cortes al inclinar el estativo. En la exploración helicoidal, la velocidad de la tabla aumentará como respuesta a la corrección de inclinación. Esto mantiene la fila de datos alineada para su reconstrucción. La anotación en la imagen reflejará la velocidad de la tabla. Esto permite que el espesor de corte sea el mismo al medirlo perpendicularmente a las esquinas del corte.

J.G.V

Página 65

FTM 2011


J.G.V


Página 66

FTM 2011



Definiciones de paso helicoidal y modo de exploración Los modos de exploración de configuración helicoidal se expresan en términos de paso. El paso helicoidal se define como el recorrido de la mesa, definido en milímetros por giro, dividido por la colimación del haz. Los anteriores sistemas LightSpeed asignaban nombres a los distintos modos de exploración, y definían el paso como el recorrido de la mesa en milímetros por giro dividido por el ancho de filas del detector. En la tabla siguiente, puede usted comparar los antiguos nombres de los modos de exploración con los nuevos.

Configuraciones helicoidales en los modos intercalados de 2 y 4 filas • Las configuraciones helicoidales son: 2 x 0,63 mm, 4 x 1,25 mm; 4 x 2,5 mm; 4 x 3,75 mm y 4 x 5,0 mm. En estos modos, las configuraciones se adquieren con un paso de uno o tres. El avance de la mesa es una vez la configuración del detector o lo que es lo mismo, un paso de 1:1 y tres veces la configuración del detector o lo que es lo mismo, un paso de 3:1 (es decir, 3,75 mm de velocidad dividido entre 3 da como resultado 1,25 o una configuración de detector 4 X 1,25 mm). Este modo le permite tener hélices intercaladas, es decir, entre 1,5 y 3 veces más rápido que las exploraciones helicoidales de un solo corte, reduce al mínimo los artefactos helicoidales y proporciona la mayor definición. J.G.V

Página 67

FTM 2011



• Modo de 2 filas: 2 x 0.63 mm. – Configuración del detector: 2 x 0.63 mm. – Avance de la mesa: 1,25 mm por giro. – Colimación del haz: 1,25 mm. – Pitch 1:1. – Espesores de corte prospectivos y retrospectivos de 0,63 mm. • Modo de 4 filas: 4 x 1,25 mm. Todas las imágenes emplean datos de las cuatro hélices

– Configuración del detector: 4 x 1,25 mm. – Avance de la mesa: 3,75 mm por giro. – Colimación del haz: 5 mm. – Pitch 0,75:1. – Espesores de corte prospectivos y retrospectivos de 1,25 y 2,5. • Modo de 4 filas: 4 X 2,5 mm. Todas las imágenes emplean datos de las cuatro hélices.

J.G.V

Página 68

FTM 2011



– Configuración del detector: 4 X 2.5 mm. – Avance de la mesa: 7,5 mm por giro. – Colimación del haz: 10 mm. – Pitch 0,75:1. – Espesores de corte prospectivos y retrospectivos de 2,5 mm, 3,75 mm y 5,0 mm. • Modo de 4 filas: 4 X 3,75 mm. Todas las imágenes emplean datos de las cuatro hélices.

– Configuración del detector: 4 X 3,75 mm. – Avance de la mesa: 11,25 mm por giro. – Colimación del haz: 15 mm. – Pitch 0,75:1. – Espesores de corte prospectivos y retrospectivos de 3,75 mm, 5,0 mm y 7,5 mm. • Modo de 4 filas: 4 X 5,0 mm. Todas las imágenes emplean datos de las cuatro hélices.

J.G.V

Página 69

FTM 2011



– Configuración del detector: 4 X 5.0 mm. – Avance de la mesa: 15 mm por giro. – Colimación del haz: 20 mm. – Pitch 0,75:1. – Espesores de corte prospectivos y retrospectivos de 5,0 mm, 7,5 mm y 10,0 mm. Configuraciones helicoidales en el modo interespaciado de 4 filas Las configuraciones helicoidales son: 4 x 1,25 mm; 4 x 2,5 mm; 4 x 3,75 mm y 4 x 5,0 mm. Todas las configuraciones en el modo de 4 filas se adquieren con un paso de seis. El avance de la mesa es 6 veces la configuración del detector o, lo que es lo mismo, un paso de 6:1, (es decir, una velocidad de mesa de 7,5 mm dividida entre 6 da como resultado 1,25 o, lo que es lo mismo, una configuración del detector 4 X 1,25 mm). Este modo emplea hélices interespaciadas y es de dos a seis veces más rápido que las exploraciones helicoidales de corte sencillo. Las hélices interespaciadas provocan una mayor interpolación de datos y un aumento de artefactos helicoidales en comparación con el modo intercalado. • Modo de 4 filas 4 X 1,25 mm. Todas las imágenes emplean datos de las cuatro hélices.

– Configuración del detector: 4 X 1,25 mm. – Avance de la mesa: 7,5 mm por giro. – Colimación del haz: 5 mm. – Pitch 1.5:1. – Espesores de corte prospectivos y retrospectivos de 1,25 mm y 2,5 mm. J.G.V

Página 70

FTM 2011



• Modo de 4 filas 4 X 2,5 mm. Todas las imágenes emplean datos de las cuatro hélices.

– Configuración del detector: 4 X 2,5 mm. – Avance de la mesa: 15 mm por giro. – Colimación del haz: 10 mm. – Pitch 1.5:1. – Espesores de corte prospectivos y retrospectivos de 2,5 mm, 3,75 mm y 5,0 mm. • Modo de 4 filas 4 X 3,75 mm. Todas las imágenes emplean datos de las cuatro hélices.

– Configuración del detector: 4 X 3,75 mm. – Avance de la mesa: 22,5 mm por giro. – Colimación del haz: 15 mm. – Pitch 1.5:1. – Espesores de corte prospectivos y retrospectivos de 5,0 mm y 7,5 mm.

J.G.V

Página 71

FTM 2011



• Modo de 4 filas 4 X 5,0 mm. Todas las imágenes emplean datos de las cuatro hélices.

– Configuración del detector: 4 X 5,0 mm. – Avance de la mesa: 30,0 mm por giro. – Pitch 1.5:1. – Espesores de cortes prospectivos y retrospectivos de 5,0 mm, 7,5 mm y 10,0 mm. – Colimación del haz: 10 mm – Colimación del haz: 20 mm

4) DAS (Data acquisition system). SISTEMA DE ADQUISICION DE DATOS. El DAS muestrea la señal eléctrica y realiza la conversión analógica-digital, para que la computadora procese los datos. Los equipos de Tc helicoidales pueden dividirse a su vez según el número de “canales de data”, también conocido como DAS (Data Adquisition System), o equivalente a decir que se dividen según el número de cortes por rotación de tubo, ya que esta razón depende directamente del número de canales de data. Se puede incurrir en el error de pensar que el número de cortes obtenidos depende del número de filas de detectores dispuestas en el eje z, sin embargo este parámetro está determinado por el número de canales de data que posee el TC.

J.G.V

Página 72

FTM 2011



DAS

Según este parámetro tenemos equipos de tipo monocorte o singleslice o equipos multicorte o multislice, que describiremos a continuación:

Los TC singleslice o monocorte Poseen un solo canal de detección, es decir, solo se puede obtener una imagen por rotación del tubo en rotaci ón de 360º. El hecho que se obtenga la información en forma volumétrica permite variar el “intervalo” de corte, una vez que el ordenador ha reconstruido la imagen. En el caso de singleslice el grosor de corte esta dado por el tamaño de los colimadores. En los scanner convencionales no es posible variar estos parámetros luego de la adquisición.

J.G.V

Página 73

FTM 2011



Los TC multislice o multicorte Poseen varios canales de data (2, 4, 8, 16, 32 o 64). De esta manera se puede obtener una mayor cantidad de imágenes por rotación en 360º. Además se debe destacar que la velocidad de rotación del tubo es mucho mayor. En scanner multicorte se puede variar tanto el intervalo de corte como el grosor de corte. En este caso el grosor de corte no solo esta dado por la colimación, sino que además de cómo se agrupe la información, captada por los detectores. Los TC multidetectores se pueden dividir de acuerdo a la matriz en: a) de tipo fijo o simétrico (todos los detectores presentan igual longitud) y b) adaptables o asimétricos. (que se desarrollo en temas de detectores)

Tanto en el scanner convencional como en el singleslice, el espesor de corte va a estar dado por la colimación de forma primaria. En el multislice, va estar determinado por la colimación y a su vez por la combinación que me permita la corrida de detectores.

J.G.V

Página 74

FTM 2011



IRS (imagin informacion system) SISTEMA DE RECONSTRUCCION DE INFROMACION Este punto tiene que ver con las imágenes así que desarrollaremos en el tema de adquisición de imágenes tomográfico.

J.G.V

Página 75

FTM 2011



B. Computadora u Ordenador. La tomografía computarizada no sería posible si no se dispusiera de un ordenador digital ultrarrápido. Se requiere resolver simultáneamente del orden de 30.000 ecuaciones; por tanto, es preciso disponer de un ordenador de gran capacidad. Con todos estos cálculos el ordenador reconstruye la imagen. La mayoría de los ordenadores requieren un entorno especial y controlado; en consecuencia, muchas instalaciones de TC deben disponer de una sala contigua dedicada al equipo informático. En la sala del ordenador se han de mantener condiciones de humedad y temperatura. La computadora, tiene a su cargo el funcionamiento total del equipo, el almacenamiento de las imágenes reconstruidas y de los datos primarios, contiene el software de aplicación del tomógrafo y presenta una unidad de reconstrucción rápida (FRU), encargada de realizar los procesamientos necesarios para la reconstrucción de la imagen a partir de los datos recolectados por el sistema de detección. Debe disponer de gran capacidad de memoria y potencia para efectuar con rapidez los cálculos requeridos para obtener la imagen. Actualmente este proceso tarda un tiempo de 1-2 segundos

J.G.V

Página 76

FTM 2011



C. Consola del tecnólogo medico Consola de control. Numerosos escáneres de TC disponen de dos consolas, para el tecnólogo medico que dirige el funcionamiento del equipo y la otra para el formateo que consulta las imágenes y manipula su contraste, tamaño y condiciones generales de presentación visual. La consola del operador contiene dispositivos de medida y control para facilitar la selección de los factores técnicos radiográficos adecuados, el movimiento mecánico del gantry y la camilla del paciente y los mandatos comunicados al ordenador para activar la reconstrucción y transferencia de la imagen. La consola de visualización del médico acepta la imagen reconstruida desde la consola del operador y la visualiza con vistas a obtener el diagnóstico adecuado. En resumen la consola tiene una doble función: _ Programar la exploración que se desea realizar. Las TAC tienen estandarizadas las técnicas de exploración más habituales pero es posible modificar cualquiera de los aspectos técnicos para la obtención de la imagen. _ Seleccionar los datos requeridos para la obtención de la imagen. Podemos seleccionar los datos para la imagen diagnóstica que queramos obtener: 1) La ventana de valores de absorción. 2) La matriz de representación. 3) La posible ampliación de la imagen. 4) La señalización con flechas, medidas, ángulos… de datos de interés. 5) La reconstrucción de cortes coronales y sagitales a partir de los axiales para mejorar la visualización de estructuras longitudinales en sentido vertical (tráquea…). 6) La reconstrucción en 3D de estructuras óseas de interés en neurocirugía, traumatología y ortopedia. La consola (ver figura siguiente), es el módulo donde se encuentra el teclado para controlar la operación del equipo, el monitor de TV (donde el operador observa las imágenes) y, en algunos casos, la unidad de Display encargada de la conversión de la imagen digital almacenada en el disco duro de la computadora en una señal capaz de ser visualizada en el monitor de TV. J.G.V

Página 77

FTM 2011



Aquí el Tecnólogo Medico realizara todas las formas de representación, el uso adecuado del software especiales que cada equipo tiene y muy importante el uso adecuado de las radiaciones ionizantes.

J.G.V

Página 78

FTM 2011



ALGUNAS PARTES ADICIONALES: Generador de alta tensión. Todos los escáneres de TC funcionan con alimentación trifásica o de alta frecuencia. Así, admiten velocidades superiores del rotor del tubo de Rx y los picos de potencia característicos de los sistemas pulsátiles. Colocación del paciente y camilla de soporte. Sostiene al paciente en una posición cómoda, está construida con un material de bajo número atómico, como fibra de carbono. Dispone de un motor que acciona la camilla con suavidad y precisión para lograr una posición óptima del paciente durante el examen, en particular en técnicas de TC espiral. Si la posición del paciente no es exacta, tal vez se efectúen barridos repetidos de un mismo tejido, o se dejen secciones anatómicas sin examinar.

Almacenamiento de las imágenes. Existen numerosos formatos de imágenes útiles en el campo de la radiología. Los escáneres actuales almacenan los datos de las imágenes en discos duros del ordenador.

J.G.V

Página 79

FTM 2011



Unidad de distribución de energía (PDU) La unidad de distribución de energía o PDU suministra energía a la mesa, el estativo, la computadora y los monitores. Se trata de una unidad autónoma, situada normalmente en la misma sala que la mesa y el estativo.

Ahora aprendamos el uso del equipo de tomografía, si alguna ves usted va ir a un centro de salud, encontrara un equipo con botones digamos y para que sirve aquí le vamos a dar el uso de cada uno de ellos: Mandos del estativo Los números de la ilustración corresponden a las definiciones numeradas que presentamos a continuación. 1. Prep Delay Timer (Cronómetro digital de la demora de preparación): muestra una demora de preparación antes de que comience la exploración. 2.Stop Scan (Parar la exploración): en una emergencia, al pulsar Stop Scan se interrumpen las demoras de preparación así como la exposición de rayos X que se esté llevando a cabo.

J.G.V

Página 80

FTM 2011



3.Start Scan (Iniciar la exploración): si desea permanecer junto al estativo e iniciar la exploración, pulse este botón tras confirmar la prescripción.

4. Cradle In (Introducir tablero): pulse (Cradle In) para introducir el tablero en el gantry.

5. Table Up (Subir mesa): pulse (Table Up) para subir la mesa hacia el estativo. Mientras sube la mesa con las luces de alineación encendidas, el tablero se ajusta horizontalmente para mantener el punto de referencia anatómico.

� Si pisa el pedal de subida, la mesa se eleva y el tablero entra en el estativo. 6. Cradle Out (Sacar tablero): pulse (Cradle Out) para sacar el tablero del estativo.

7. Table Down (Bajar mesa): pulse (Table Down) para sacar la mesa del estativo y bajarla. Mientras la mesa baja con las luces de alineación encendidas, el tablero se ajusta horizontalmente para mantener el punto de referencia anatómico.

J.G.V

Página 81

FTM 2011



� Si pisa el pedal de bajada, el tablero sale del estativo y la mesa desciende. También devuelve el estativo a la posición cero. 8. Fast Speed (Velocidad rápida): pulse (Fast Speed) junto con Subir/Bajar o Introducir/Sacar para acelerar estas funciones.

9. Superior Gantry Tilt (Angulación hacia arriba del estativo): pulsar (Superior Gantry Tilt) inclina el estativo hacia la cabeza del paciente, independientemente de su posición.

10. Inferior Gantry Tilt (Angulación hacia abajo del estativo): pulsar (Inferior Gantry Tilt) inclina el estativo hacia los pies del paciente, independientemente de su posición.

11. Breathing Lights Demo (Demostración de las luces de respiración): pulse para mostrar al paciente cómo utilizar las luces de respiración y el cronómetro de cuenta atrás. � Una luz verde intermitente le indica que se prepare para la apnea. � Una luz amarilla le indica que debe mantener la respiración. � El cronómetro de la cuenta atrás muestra los segundos que quedan para que pueda espirar.

J.G.V

Página 82

FTM 2011



Una luz verde inmóvil indica que el paciente debe reanudar la respiración.

 Luz de Luz de apnea  Cronómetro de cuenta atrás  respiración 12. Tilt and Table Travel Limits (Límites de la angulación y del recorrido de la mesa): pulse para ver en el panel de visualización del estativo la gama de angulación del estativo y el campo explorable actuales, en función de la posición de la mesa. 13. Internal Landmark (Centrado interno): (Internal Landmark) define el punto de referencia de la mesa al colocar al paciente con la luz interna de alineación láser. Se trata, por lo general, del punto de referencia anatómico que ha de utilizarse al acostar al paciente. Por ejemplo, si el punto de referencia anatómico del paciente es la escotadura esternal, debe centrarla en la luz de alineación láser interna y pulsar (Internal Landmark). La pantalla del estativo indica una posición de mesa de 0 mm. Este valor es el resultado del cálculo que el sistema de CT realiza en función de la luz de alineación láser interna. Debe usar (Internal Landmark) o (External Landmark) antes de seleccionar [Confirm] (Confirmar).

J.G.V

Página 83

FTM 2011



14. External Landmark (Centrado externo): (External Landmark) sirve para determinar el punto de referencia de la mesa al acostar al paciente con la luz externa de alineación láser. Se trata, por lo general, del punto de referencia anatómico que ha de utilizarse al acostar al paciente. Por ejemplo, si el punto de referencia anatómico del paciente es la escotadura esternal, debe centrarla en la luz de alineación láser externa y pulsar (External Landmark). La pantalla del estativo indica una posición de mesa de unos 240 mm, según las características de la mesa. Estos números son el resultado del cálculo que el sistema de CT realiza en función de la distancia entre las luces de alineación de láser externa e interna. Debe usar (Internal Landmark) o (External Landmark) antes de seleccionar [Confirm] (Confirmar). 15. Laser Alignment Light (Luz de alineación láser): al pulsar (Laser Alignment Light) se enciende la alineación de láser. Al pulsarlo de nuevo se apaga. 16. Cradle Lock (Bloquear tablero): pulse (Cradle Lock) una vez para desbloquear el tablero de la mesa, lo que lo convierte en "flotante". En otras palabras, puede moverlo libremente con las manos. Esto resulta de gran utilidad para sacar al paciente del estativo en caso de emergencia. Pulse (Cradle Lock) por segunda vez para bloquear de nuevo el tablero y mantener el centrado definido. 17. Table collision sensor indicator/reset (Botón Reiniciar y piloto del sensor de colisión de la mesa): (Reset) se usa en dos situaciones. Si ha pulsado (Emergency Stop), (Reset) parpadea cada dos segundos aproximadamente. Pulse (Reset) para volver a accionar la mesa y el estativo. En segundo lugar, si un objeto roza una de las cintas de la mesa, interrumpiendo así el movimiento de la mesa y del estativo, (Reset) parpadea cada segundo. Pulse (Reset) para restablecer el suministro eléctrico de la mesa y del estativo.

18. Home (Inicio): pulse (Home) para devolver el estativo a su posición vertical y sacar el tablero del mismo simultáneamente. Una vez alejado el tablero del estativo, la mesa desciende hasta alcanzar el nivel más bajo permitido.

J.G.V

Página 84

FTM 2011



1. Laser Light Indicator (Indicador de luz de láser): el botón (Laser Light Indicator) se ilumina cuando se enciende la luz de alineación de láser, normalmente durante la colocación del paciente.

CUIDADO: Para garantizar la seguridad del paciente, éste ha de permanecer con los ojos cerrados mientras la luz de alineación láser esté encendida. 2. Collision Indicator (Indicador de colisión): El piloto (Collision) se ilumina cuando existe un riesgo de que la mesa, el tablero o el estativo entren en contacto entre sí. Existen sensores de colisión por la angulación y la elevación en las cubiertas anterior y posterior, situados en la parte superior de la abertura del estativo. Estos sensores se encuentran activos durante la elevación de la mesa y la angulación del estativo. También se ilumina el piloto si se opone una resistencia de 4,5 kg mientras el tablero se desplaza o si se alcanzan los límites de la mesa, del tablero o del estativo. En caso de interferencia, es posible que necesite subir o bajar la mesa, verificar la angulación del estativo o determinar si la resistencia procede de las correas del paciente, de los accesorios o del paciente. Si necesita inclinar el estativo después de detectar una colisión, éste se inclinará en incrementos de 0,5 grados solamente. También puede utilizar el botón Reiniciar y piloto del sensor de colisión situado en la parte anterior del estativo.

J.G.V

Página 85

FTM 2011



3. Cradle Unlocked Indicator (Indicador de tablero desbloqueado): el botón (Cradle Unlocked Indicator) se ilumina para indicar que el tablero se encuentra desbloqueado o "flotante".

4. Vertical Height Indicator (Indicador de altura vertical): El (Vertical Height Indicator) muestra la altura vertical de la mesa con respecto al isocentro.

5. Horizontal Cradle Position (Posición horizontal del tablero): El (Horizontal Cradle Position) visualizado es la posición del tablero basado en la referencia anatómica del paciente. Esta referencia se fija con los centrados interno y externo. Una S precede al número si la posición es superior al punto de referencia, o una I si es inferior al mismo.

6. Gantry Tilt Indicator (Indicador de angulación del estativo): El (Gantry Tilt Indicator) muestra una de dos visualizaciones. La normal muestra la angulación actual del estativo. Si ésta es superior, el número va precedido de una S, y si es inferior, de una I.

7. Exposure Indicator (Indicador de exposición): El (Exposure Indicator) se ilumina en ámbar durante la exposición.

DATOS ADICIONALES DEL TOMOGRAFO LIGHT SPEED.

J.G.V

Página 86

FTM 2011



CUIDADO: La información sobre los componentes internos del estativo se ofrece para mayor ilustración de los usuarios. El estativo se compone de piezas sueltas y de alta tensión peligrosas. PARA EVITAR DESCARGAS ELÉCTRICAS O LESIONES PROVOCADAS POR APLASTAMIENTO, NO RETIRE LAS CUBIERTAS NI SE INTRODUZCA EN EL ESTATIVO. SÓLO EL PERSONAL CUALIFICADO PUEDE RETIRAR LAS CUBIERTAS DEL ESTATIVO O LAS DE OTRAS PARTES DEL EQUIPO.

J.G.V

Página 87

FTM 2011



Los números de la ilustración corresponden a las definiciones numeradas que presentamos a continuación. 1. Tubo y colimador: la capacidad térmica del ánodo con un tubo Performix es de 6,3 millones de unidades de calor (MHU), y la velocidad de enfriamiento de 840.000 unidades de calor por minuto (KHU/min). 2. Detector/Sistema de adquisición de datos: el detector está formado por un material escintilador sólido conocido como HiLight. El HiLight, que utiliza una matriz de 16 X 1,25 mm (combinado con 1 mm de separación entre canales) garantiza una eficacia de la dosis del 99%. El sistema de adquisición de datos o DAS está situado en la parte posterior del detector. El DAS es el convertidor de analógico a digital. 3. Controlador del tubo: el controlador del tubo regula los tiempos de inicio y parada del rotor del tubo. 4. Generador de alta frecuencia: el generador de alta frecuencia está formado por depósitos para cátodos y ánodos. Cada depósito ocupa un pie cúbico en el estativo. Los cátodos y ánodos juntos proporcionan 53,2 (kW) de energía con tubos Performix. 5. Computadora interna: la computadora interna regula los KV y los mA y proporciona el mecanismo mediante el cual la información entra y sale por el anillo deslizante. 6. Computadora fija: la computadora fija proporciona el mecanismo mediante el que se realiza el intercambio de información a través de la consola del operador.

J.G.V

Página 88

FTM 2011



PARTE II PRINCIPIOS BASICOS DE LA FISICA INTRODUCCION: La tomografía axial computada (TAC) o también conocida como tomografía computada (TC), es tal vez la técnica más sofisticada en la aplicación de los rayos X en el ámbito de la medicina. Los algoritmos matemáticos para la reconstrucción de imágenes tomográficas fueron desarrollados por el físico alemán J. Radon en 1917. Sin embargo, su aplicación en medicina no pudo ser posible sino hasta principios de los años 70, cuando el primer dispositivo de TAC fue puesto en operación clínica por el científico británico Dr. Godfrey Hounsfield en 1.972, quien advirtió que los rayos X que pasaban a través del cuerpo humano contenían información de todos los constituyentes del mismo en el camino del haz de radiación. Su teoría se hallaba fundamentada en el coeficiente de atenuación que experimenta el haz al atravesar la materia:

Un haz de rayos X monoenergético con una intensidad inicial Io, que atraviesa un material de espesor X, obtiene una disminución en la intensidad del haz de salida reducido por un factor e-μx, en donde μ es el coeficiente de

J.G.V

Página 89

FTM 2011



atenuación lineal, que se define como una propiedad intrínseca del material irradiado ASI como la resonancia trabaja con el protón, la tomografía lo hace con los electrones. JUSTIFICACION DE LA FISICA TOMOGRAFICA. Analizando las aplicaciones necesarias para poder entender los principios físicos de la tomografía, es algo complejo, bueno muchos lectores dirán que para que me sirve saber estos análisis recontra complicados si yo no lo aplico en la practica y no es necesario, puede ser usted uno de ellos que comente igual pero aquí les voy a dar porque es importante tener como cultura general, ojo con estos datos: • Transformada de Fourier (TF) • Herramienta importante en captura de datos y procesamiento de imágenes • Se usa para descomponer imágenes (funciones) en sus componentes senos y cosenos • Imagen sin transformar (input) está en el dominio espacial • Imagen transformada mediante TF representa la imagen en el dominio de la frecuencia (output) • Útil para: • análisis de imágenes • filtraje de imágenes • reconstrucción de imágenes • compresión de imágenes • Al usar TF se habla de • análisis espectral • análisis de frecuencia

J.G.V

Página 90

FTM 2011



PRINCIPIOS DE FUNCIONAMIENTO La forma más sencilla de tomografía computarizada consiste en el uso de un haz de rayos X finamente colimado y un único detector. La fuente de rayos X y el detector están conectados de tal modo que se mueven de forma sincronizada. Cuando el conjunto fuente-detector efectúa un barrido, o traslación, del paciente, las estructuras internas del cuerpo atenúan el haz de rayos X según sus respectivos valores de número atómico y densidad de masa. La intensidad de radiación detectada variará, así, conformará un perfil de intensidad llamado proyección. Al concluir la traslación, el conjunto fuentedetector regresa a su posición de partida, y el conjunto completo gira para iniciar una segunda traslación. Durante ésta, la señal del detector vuelve a ser proporcional a la atenuación del haz de rayos X de las estructuras anatómicas, de lo que se obtiene un segundo resultado de exploración. Si se repite este proceso un número elevado de veces, se generarán numerosas proyecciones. Estas proyecciones no se perciben visualmente, sino que se almacenan en un ordenador. Después, el ordenador las procesa y estudia sus patrones de superposición para reconstruir una imagen final de las estructuras anatómicas. La superposición de las proyecciones no se produce como podría imaginarse en primera instancia. La señal del detector durante cada traslación se registra en incrementos de un máximo de 1.000. El valor de cada incremento está relacionado con el coeficiente de atenuación de los rayos X que corresponde al trayecto total de la radiación por el tejido. Mediante el empleo de ecuaciones simultáneas se obtiene finalmente una matriz de valores representativa de la sección transversal de la estructura sometida a examen.

J.G.V

Página 91

FTM 2011



CORMACK Y HOUSNSFIELD Supongamos ahora que en el interior del cuerpo K existen fibras o hilos H que tengan en total una longitud LH. Se quiere evaluar esta longitud por unidad de volumen de K, o sea evaluar el cociente LH / VK. Para ello, cortamos K con un plano E y contamos el número de puntos NH de intersección del mismo con H (figura 7). Tomando, como siempre, una densidad para planos E proporcional al área de la sección de E con K, la esperanza matemática del cociente entre el número de puntos de intersección de E con H y el área de la sección de E con K, resulta: (1/2) (LH / VK). Por consiguiente, se puede escribir: Lv = 2PA, siendo PA el número medio de puntos de intersección de E con H por unidad de área de la intersección de E con K.

Un problema análogo al de la estereología, aunque mucho más complicado, es el de la tomografía computada. Supongamos, como antes, un cuerpo convexo K, dentro del cual hay una masa de densidad variable dada por una función f(x,y,z), o sea que varía para cada punto de coordenadas (x,y,z). Aquí f (x,y,z) representa la densidad de la sustancia en el interior de K, en el punto de coordenadas (x,y,z) (figura 8).

J.G.V

Página 92

FTM 2011



Supongamos que K sea atravesado por una radiación cualquiera (rayos X, láser), cuya trayectoria sea una recta G, y de la cual se pueda medir su intensidad de entrada y de salida. La diferencia entre estas intensidades será la absorción del rayo por la materia en el interior de K y dependerá de la recta G, por donde el rayo se propaga. Por consiguiente, es posible medir experimentalmente esta función de G que llamaremos F(G). Pero, ¿cómo determinar f(x,y,z) a partir de F(G), que se supone conocida para todas las rectas que atraviesan K? El primero que consideró esta cuestión fue J. Radon (1887-1956). En 1917, este matemático alemán encontró una fórmula para calcular f(x,y,z) a partir de F(G), conocida como "transformada de Radon" . (Que más delante se desarrollara) Al principio, este problema fue encarado como puramente matemático y dio lugar a importantes especulaciones teóricas, sin que se pensase en posibles aplicaciones prácticas. Posteriormente el problema se encaró de dos maneras. La primera, esencialmente teórica, consistió en una generalización a cuerpos de más de tres dimensiones y la sección de los mismos por variedades lineales o no lineales de cualquier dimensión. La idea fue muy fructífera y dio lugar a importantes trabajos, principalmente de Gelfand y Helgason, con los cuales se inició una nueva rama de la matemática, llamada también geometría integral, pero que en el fondo y en la forma era muy diferente a la geometría integral en el sentido que le dieran Blaschke y Crofton. El otro enfoque tendió a una posible utilización práctica de los resultados de Radon. En efecto, si los rayos con que se atraviesa el cuerpo K son rayos X (u otros), cuya diferencia de intensidad de entrada y de salida puede ser medida con suficiente aproximación, tendremos un método para conocer la

J.G.V

Página 93

FTM 2011



distribución f(x,y,z) de la materia en el interior de K; es decir, capaz de reconstruir el interior de K a partir de los datos proporcionados por los rayos que lo atraviesan. De esta manera será posible conocer con exactitud el interior de K, con sus posibles anormalidades o patologías. En 1963, el físico A.M. Cormack indicó la posibilidad práctica de esas mediciones y sus posibles aplicaciones en medicina. Nacía así la llamada tomografía computada. Diez años después, el ingeniero inglés G.N. Hounsfield perfeccionó los dispositivos de Cormack, comenzando así la era comercial de los aparatos de tomografía. Mientras las radiografías dan solamente una imagen que es una proyección del interior del cuerpo sobre un plano, la tomografía computada reconstruye con precisión el interior del cuerpo, indicando la posición exacta de cada uno de sus puntos en el espacio y la densidad de su materia. Su empleo en la medicina ha sido fundamental para el estudio y diagnóstico de las anormalidades del cerebro y de otras partes del cuerpo humano de difícil acceso por otros medios de observación. Su utilidad ha sido demostrada en otros campos, como la biología molecular y la radioastronomía. Cormack y Hounsfield recibieron por sus investigaciones el premio Nóbel de Medicina en 1979. De haber vivido, ciertamente Radon hubiera participado de este premio, que habrían así compartido un matemático, un físico y un ingeniero. Cormack y Hounsfield tuvieron que resolver algunos problemas a partir de los resultados teóricos de Radon. Por ejemplo: Radon afirma que se puede conocer f(x,y,z) si se conoce F(G) para "todas" las rectas G. En la práctica solamente podemos tener en cuenta un número finito de rectas (que puede ser grande). Esto lleva a analizar lo que ocurre cuando solamente se conoce F(G) para ese número finito de rectas y la mejor manera de escoger las mismas. Teóricamente, se demuestra que con un número finito de rectas nunca se podrá reconstruir "exactamente" el interior del cuerpo. Se trata entonces de encontrar la aproximación con que puede ser hecha esta reconstrucción y su grado de confiabilidad. Para ello el procedimiento práctico consiste en dividir K en secciones planas y resolver inicialmente el problema sección por sección para, a continuación, integrarlas a todo el cuerpo K (de allí el uso de la palabra "tomografía", derivada de tomos, que en griego significa corte o sección).

J.G.V

Página 94

FTM 2011



Un número grande de rayos paralelos (figura 9) o en abanico (figura 10) pasa por cada sección plana. La dirección de estos rayos varía, por ejemplo, con intervalos de un grado o, en el caso de los rayos en abanico, se hace girar un mismo ángulo el foco del cual parten los rayos.

Si el ángulo de giro es de un grado y para cada dirección (o cada abanico) hay 160 rayos, tendremos en total: 180 x 160 = 28.800 rayos o rectas G, para las cuales se puede conocer F(G). Es decir que, aunque no sea posible medir F(G) para "todas" las rectas, se puede hacer por lo menos para 28.800 rectas -que ya es un número bastante significativo- Por el hecho de haber escogido las rectas uniformemente espaciadas, la matemática ofrece métodos aproximados para aplicar la fórmula de Radon y obtener resultados suficientemente aceptables. Una vez conocida f(x,y,z) para una sección plana, se traslada el objeto K haciéndolo distar un pequeño intervalo de la posición anterior y se repite la operación para una nueva sección plana, y así sucesivamente para varias secciones bien próximas unas de otras. El problema matemático consiste en hallar f(x,y,z) con la mayor precisión, a partir de los muchos puntos en que se conoce F(G). El problema técnico consiste en medir F(G) a inmediatamente reconstruir f(x,y,z) sobre una pantalla. El primer paso es importante y delicado, ya que es necesario medir diferencias de densidad muy pequeñas (por ejemplo, la densidad de los diferentes tejidos del cerebro humano oscila entre 1,00 g/cm3 y 1,05 g/cm3, y para algunos diagnósticos son necesarias variaciones de densidad del orden de 0,005 g/ cm3). Los dispositivos de medición deben ser de una precisión J.G.V

Página 95

FTM 2011



muy grande, y para reconstruir de inmediato f(x,y,z) a partir de F(G) -o sea a partir de la diferencia de intensidad de los rayos de entrada y de salida del cuerpo- son necesarias computadoras electrónicas muy sofisticadas (que actualmente ya son de uso común). La estereología y la tomografía computada ilustran bien el proceso de las diferentes etapas en el avance de la ciencia. Originalmente los estudios son motivados por la simple curiosidad de conocer o por encontrar soluciones a los problemas surgidos en actividades extracientíficas (la "pasión" de Buffon por los juegos de azar es un buen ejemplo). Luego, estos resultados obtenidos se revelan aplicables a la solución de problemas prácticos presentados por la técnica: ésta es la etapa de las "aplicaciones" de la ciencia. Posteriormente tales aplicaciones vuelven a presentar problemas de carácter teórico que suscitan nuevamente el interés de los científicos puros, dando origen muchas veces a otros estudios y a teorías exclusivamente especulativas. Así, a través del progreso alternado entre ciencia y técnica, el hombre consigue ampliar paulatinamente su horizonte de conocimientos.

PRINCIPIOS BÁSICOS A. RECONSTRUCCIÓN DE PROYECCIONES: El principio básico de la TAC, es que la estructura interna de un objeto puede reconstruirse, a partir de múltiples proyecciones de ese objeto. Supongamos para explicar este principio, que tenemos un cuerpo convexo K, el cual tiene una masa de densidad variable, dada por una función f(x,y,z). Pensemos ahora, que K es atravesado por una radiación cualquiera (rayos X, láser), cuya trayectoria sea una recta S, y de la cual se pueda medir su intensidad de entrada y de salida. La diferencia entre estas intensidades será la absorción del rayo por la materia en el interior de K y dependerá de la recta S, por donde el rayo transita. Es posible medir experimentalmente esta función de S que llamaremos F(S). El matemático alemán J. Radon encontró una manera de calcular f(x,y,z) a partir de F(G), conocida como "transformada de Radon". Cormack y Hounsfield tuvieron que resolver algunos problemas a partir de los resultados teóricos de Radon. Por ejemplo: Radon afirma que se puede conocer f(x,y,z) si se conoce F(S) para "todas" las rectas S. En la práctica solamente podemos tener en cuenta un número finito de rectas (que puede ser grande). Esto lleva a analizar lo que ocurre cuando solamente se conoce F(S) para ese número finito de rectas y la mejor manera de escoger las mismas. Teóricamente se demuestra, que con un número finito de rectas

J.G.V

Página 96

FTM 2011



nunca se podrá reconstruir "exactamente" el interior del cuerpo, pero tomando un conjunto adecuado y suficiente de rectas se logra reconstruir una aproximación de la imagen que es bastante confiable. El procedimiento práctico consiste en dividir K en secciones planas y resolver el problema sección por sección, para después integrarlas a todo el cuerpo K.

Fig. . Corte bidimensional de un objeto que es atravesado por un haz de radiación de intensidad Io, generando detrás un perfil proyectado

El perfil está relacionado con la distribución local de atenuación dentro del objeto f(x,y), esta de acuerdo a la ecuación (1): g (ş,θ) = ln[ î/í] = R(ƒ(x,y)) …………(1) donde R se denomina la transformada de Radon, y representa la integral de f(x,y), a lo largo de un rayo S, que atraviesa al objeto en la dirección θ. Para resolver el problema de hallar f(x,y) a partir de g(s,θ), existen diferentes métodos que permiten encontrar la imagen original resolviendo la ecuación (1), estos se pueden clasificar en:

J.G.V

Página 97

FTM 2011



● Métodos iterativos, en los que se estima un valor y por iteraciones sucesivas se va aproximando. ● Métodos analíticos, por ejemplo el backprojection, en este caso la imagen se obtiene como la suma de todas las contribuciones para cada ángulo de corte. Para eliminar los ruidos introducidos por el aparato, se filtra la imagen en forma digital. A ver a entender con un poco más del teorema de radon, La tomografía axial computerizada (TAC) es un sistema de imagen que reconstruye la estructura interna de una sección de un sistema heterogéneo y se utiliza ampliamente en la diagnosis médica. En esta página se describen sus fundamentos y las aplicaciones de esta técnica. Dentro del modelo de óptica geométrica, cuando un rayo atraviesa un material absorbente, su intensidad decrece. Si se denomina h al coeficiente de absorción, se tiene dI = -h I dl

( 1)

Con lo que: (l) = I(l0) exp(-f(l))

(2)

Donde .

(3)

La medida del logaritmo del cociente entre la intensidad inicial y la final proporciona el valor de la integral f . Cuando el medio atravesado por un rayo no es homogéneo, la atenuación puede proporcionar información sobre la distribución del coeficiente h en el medio. Esta información se utiliza ampliamente para conocer la estructura interna de medios poco absorbentes (de alta transparencia) . Por ejemplo, dado que la mayor parte de los tejidos humanos absorben débilmente los rayos X, puede utilizarse la técnica que se describe a continuación para explorar determinadas zonas del mismo (TAC: Tomografía Axial Computerizada).

J.G.V

Página 98

FTM 2011



TRANSFORMACIÓN BIDIMENSIONAL DE RADON Sea h(P) la distribución del coeficiente de absorción para la radiación de una cierta longitud de onda l en una sección plana (plano xy) de un medio material m . Cualquier rayo que atraviese dicho material viene descrito por una dirección, representada por un vector unitario u o su vector normal en el plano n y por el producto escalar e = r·n que se mantiene constante en todos los puntos del rayo y representa su distancia lateral al origen de coordenadas. La integral (3) para cada rayo puede escribirse, teniendo en cuenta que la delta de Dirac

(4)

de la forma

(5) que representa

(6)

Conocida como transformada bidimensional de Radon, cuya relación con la de Fourier se explora a continuación. Si se permuta el orden de integración en (5), se tiene (7)

J.G.V

Página 99

FTM 2011



Donde se puede identificar la transformada de Fourier H(r) a la transformada bidimensional de Fourier de la función de absorción h(r)

(8)

con lo que (7) se reescribe

(9) Es decir, llamando (10)

A la transformada de Fourier respecto a su segundo argumento de a , se tiene

(11)

que permite conocer, a partir de a(n,e) , la transformada de Fourier de la función de absorción y por tanto esta misma función. Desde sus orígenes los tomógrafos entonces se ha ido perfeccionando y aplicando a cada vez más dominios, desde la exploración geológica a los ensayos no destructivos, pasando por el área más típica que es la biología. Además de las exploraciones médicas, se ha utilizado en la determinación de la estructura de virus, con una resolución de 30 Angstrom. En 1982 se concedió el premio Nobel de química a A. Klug por sus trabajos con esta técnica.

J.G.V

Página 100

FTM 2011



Típicamente, en unidades de exploración médica, se dispone una cámara cilíndrica en la que se acomoda el paciente. Existe una fuente de rayos X, de intensidad inferior a la utilizada en radiografía y una serie de células sensibles en el lado opuesto de la cámara, como muestra la figura.

El paciente permanece quieto y el conjunto fuente-sensores gira en torno al mismo hasta describir una circunferencia (o un sector de ésta), obteniéndose los datos correspondientes a distintas posiciones angulares. Los datos se almacenan y procesan en un ordenador (o varios), generando la función a(n,e) y a partir de ésta, mediante la ecuación (10), la función H(r) y su inversa de Fourier h(r) , la cual se representa gráficamente, obteniendo las imágenes bidimensionales buscadas. Este sistema se utiliza ampliamente en el sistema sanitario nacional.

J.G.V

Página 101

FTM 2011



Entre las imágenes obtenidas mediante esta técnica se cuentan las siguientes que representan secciones del cerebro, el pecho, una lumbar y del hígado.

La exploración helicoidal (en vez de circular) produce información tridimensional que se utiliza hoy para reconstruir la estructura espacial de sistemas que se incorporan a entornos de realidad virtual, constituyendo este método el estado del arte de esta técnica.

J.G.V

Página 102

FTM 2011



TOMOGRAFO GENERAL ELECTRIC DE HNGAI PARA seguir entendiendo la parte de la física del tomógrafo ahora nos vamos a introducirnos a una parte muy importante que el teorema de fourier, Teorema do Corte Central, O teorema do corte central nos permite “construir” no plano de Fourier, etc.

J.G.V

Página 103

FTM 2011



ANÁLISIS DE FOURIER El análisis de Fourier se considera difícil por el nivel de las matemáticas necesarias para explicarlo. En este programa, se usan medios gráficos para ilustrar sus aspectos fundamentales, es decir, la aproximación sucesiva mediante la suma de armónicos, senos y cosenos, a una función dada, por ejemplo, un pulso cuadrado, o en forma de diente de sierra, etc. La suposición de ondas armónicas continuas que hemos usado en este capítulo, no es realista, ya que todos los movimientos ondulatorios están limitados tanto espacial como temporalmente. Es posible, usando el análisis de Fourier y la transformada de Fourier describir formas de ondas más complejas como las que producen los instrumentos musicales. El análisis de Fourier surgió a partir del intento de su autor por hallar la solución a un problema práctico de conducción del calor en un anillo de hierro. Desde el punto de vista matemático, se obtiene una función discontinua a partir de la combinación de funciones continuas. Esta fue la atrevida tesis defendida por Fourier ante la Academia Francesa, que motivó severas objeciones de los matemáticos más importantes de su época como Lagrange, Laplace, etc. Descripción A primera vista, parece que el problema de analizar formas de ondas complejas representa una tarea formidable. Sin embargo, si la forma de la onda es periódica, se puede representar con una precisión arbitraria mediante la superposición de un número suficientemente grande de ondas senoidales que forman una serie armónica. Toda función f(t) periódica de periodo P, se puede representar en forma de una suma infinita de funciones armónicas, es decir,

J.G.V

Página 104

FTM 2011



donde el periodo P=2p/w, y a0, a1, ...ai ... y b1, b2, .... bi .... son los denominados coeficientes de Fourier. Para aplicar el teorema de Fourier a una función periódica dada es necesario determinar los coeficientes ai y bi.

En el programa, hemos transformado la función periódica de periodo P, en otra función periódica de periodo 2p, mediante un simple cambio de escala en el eje t. Escribiendo x=w t, tendremos el periodo P de t convertido en el periodo 2p de x, y la función f(t) convertida en

definida en el intervalo que va de -p a +p. La serie se expresa en la forma más simple

J.G.V

Página 105

FTM 2011



donde Si la función g(x) tiene simetría, algunos de los coeficientes resultan nulos. · Si g(x) es una función par, g(x)=g(-x), los términos bi son nulos · Si g(x) es impar g(x)=-g(-x), los coeficientes ai son nulos Por ejemplo, para el pulso rectangular simétrico de anchura 1, y periodo 2 se obtienen los siguientes coeficientes. orden

a

b

0

1

1

0.6366

0

2

0

0

3

-0.2122

0

4

0

0

5

0.1273

0

6

0

0

7

-0.09097

0

8

0

0

9

0.07078

0

Actividades El applet nos permite elegir entre cuatro tipo de funciones discontinuas que representan pulsos periódicos.  Rectangular  Doble escalón  Diente de sierra simétrico  Diente de sierra antisimétrico

J.G.V

Página 106

FTM 2011



Una vez elegido la función introducimos los parámetros requeridos en los controles de edición y pulsamos el botón cuyo título da nombre a la función. En la parte derecha de la ventana del applet se representa la función. Pulsando sucesivamente en el botón titulado Siguiente >> se representa: 1. En la parte superior, las sucesivas aproximaciones de la función elegida. 2. En la parte central, el armónico actual, en color azul aicos(ix) y en color rojo bi sen(ix). 3. En la parte inferior, mediante segmentos verticales, la magnitud relativa de los coeficientes de Fourier, a la izquierda en color azul los coeficientes ai, y a la derecha en color rojo los coeficientes bi. Cuanto mayor sea la longitud de estos segmentos mayor es la contribución del armónico a la síntesis de la función periódica. Se puede observar, que la longitud de los segmentos disminuye con la frecuencia, es decir a mayor frecuencia del armónico menor es su contribución. La separación entre estos segmentos verticales es inversamente proporcional al periodo de la función, por tanto, para una función aperiódica (periodo infinito), la envolvente de los extremos de los segmentos verticales define una curva continua denominada transformada de Fourier. Pulsando en el botón titulado Anterior<< podemos volver a la aproximación anterior y compararla con la siguiente. Ejemplos Pulso rectangular

El

J.G.V

Página 107

FTM 2011



pulso rectangular nos permite verificar que una función cuya simetría es par son nulos los coeficientes bi. Probar el siguiente ejemplo: Periodo 5.0, Anchura 2.0, Traslación 0.0. Si trasladamos el pulso rectangular, la función deja de tener simetría, y por tanto aparecen coeficientes ai y bi. Probar el siguiente ejemplo: Periodo 5.0, Anchura 2.0, Traslación 0.5. Pulso doble escalón

El pulso doble escalón nos permite verificar que una función cuya simetría es impar son nulos los coeficientes ai. Probar el siguiente ejemplo: Periodo 3.0, Anchura 2.0, Profundidad 1.0. Si cambiamos la profundidad del escalón derecho, la función deja de tener simetría, y por tanto aparecen coeficientes ai y bi. Probar el siguiente ejemplo: Periodo 3.0, Anchura 2.0, Profundidad 0.5. Pulso diente de sierra simétrico

J.G.V

Página 108

FTM 2011



Ejemplo: Periodo=4.0. Observar que basta los primeros armónicos para aproximar bastante bien la curva.

Ejemplo: Periodo=1.0. Observar que se necesitan muchos armónicos para aproximar la serie a la función periódica.

AHORA teniendo una base se podrá entender los siguientes puntos: a) Integral de Fourier b) Forma compleja de la transformada de Fourier Gracias al teorema de Fourier, desarrollado por el matemático francés Fourier (1807-1822) y completado por el matemático alemán Dirichlet (1829), es posible demostrar que toda función periódica continua, con un número finito de máximos y mínimos en cualquier período, puede desarrollarse en una única serie trigonométrica uniformemente convergente a dicha función, llamada serie de Fourier.

J.G.V

Página 109

FTM 2011



Fig. 1 Ejemplo de vibración periódica En concreto, suponiendo que la función x(t) de la Fig. 1 tuviera un período T, es decir, que se repitiera transcurrido el tiempo T tal que x(t) = x(t+T), para todo t, dicha función puede desarrollarse en una serie de la forma

1)

Las funciones

y

representan funciones

armónicas simples de frecuencia

(2) por lo tanto, la serie anterior puede interpretarse como la suma de infinitas ondas armónicas simples de amplitudes dadas por ak para las coseno y bk para las seno, y con frecuencias . Las amplitudes ak y bk reciben el nombre de coeficientes de Fourier y pueden obtenerse evaluando las integrales El coeficiente a0 corresponde al valor medio de la función en el período T, es decir,

J.G.V

Página 110

FTM 2011



y puede hacerse cero si se escoge adecuadamente el cero del eje x, de modo que coincida con la media de x, a lo largo de su período T. Entonces, a0 = = 0, tal como se muestra en la Fig. 1 En la Fig. 2 se muestra la representación gráfica de cada uno de los coeficientes de Fourier para una hipotética vibración x(t). Representamos en dos cuadros distintos los conjuntos {ak} y {bk} que definen el eje de ordenadas de cada cuadro. El eje de abscisas es el mismo en los dos y queda definido por

la frecuencia wk de cada una de las ondas armónicas simples. Hay que prestar atención al hecho de que el eje de frecuencias es discreto, y que su unidad de escala viene dada por y por lo tanto, cuanto mayor sea el período T, menor será el espacio entre las frecuencias y por consiguiente será mayor la resolución frecuencial que podamos obtener. Fig. 2 Representación gráfica de los coeficientes de Fourier.

J.G.V

Página 111

FTM 2011



a) Integral de Fourier El análisis anterior sirve para funciones periódicas infinitas y en la práctica, estas nunca existen. Para avanzar en el desarrollo de la teoría del análisis de Fourier, debemos plantearnos el caso de una vibración cuyo período T sea , lo cual equivale a decir que la vibración no tenga período. En el caso límite de que T     , los coeficientes se solaparán, puesto que según (7),  . Entonces, los coeficientes de Fourier discretos {ak} y {bk}

se transforman en las funciones continuas A(w) y B(w). Dichas funciones pasan a denominarse las componentes de la transformada de Fourier de x(t) y quedan definidas por las integrales Por otra parte, la serie de Fourier (1) se convertirá en la integral de Fourier o también llamada transformada inversa de Fourier, dada por Puesto que x(t) ya no es periódica, la condición para que se cumplan (9) y (10) es que

lo que viene a expresar el hecho de que aunque x(t) esté definida en el rango (-, +), tiene que tener una 'vida' limitada, es decir, que x(t) = 0 cuando t = ± .

J.G.V

Página 112

FTM 2011



En resumen, una integral de Fourier puede ser considerada como el limite formal de una serie de Fourier cuando el período tiende a infinito, lo cual permite el tratamiento de funciones no-periódicas o aleatorias. b) Forma compleja de la transformada de Fourier Por razones de utilidad es conveniente agrupar las dos funciones reales de (9), mediante una función compleja. Teniendo en cuenta que

podemos definir la función compleja donde parte imaginaria de

es la parte real y

es la

,obteniéndose la expresión equivalente a (9)

a cual es la forma compleja de la transformada de Fourier de x(t).

Del mismo modo, la expresión de x(t) dada en (10), puede ser evaluada en términos de la función compleja transformada inversa de Fourier

, lo que nos da la forma compleja de la

La información contenida en x(t) es la misma que en , solo que expuesta desde una perspectiva diferente. En x(t) representamos la información en su dimensión temporal, mientras que en se representa la misma información en su dimensión frecuencial. Es como si, de un mismo objeto, pudiéramos obtener dos puntos de vista distintos de tal modo que se pusieran de relieve propiedades distintas del mismo desde cada una de las perspectivas.

J.G.V

Página 113

FTM 2011



• Transformada de Fourier en medicina • F(x, y, z): función de densidad 3D del órgano interno • Proyección: imagen de rayos X del órgano • Slice: proyección de la Transformada de Fourier de la función de densidad f • Los slices se interpolan para construir la transformada completa • La transformada de Fourier inversa se usa para obtener la densidad 3D del objeto. FOURIER Jean Baptiste Joseph (1768-1830) Matemático francés nacido en Auxerre y fallecido en París. Fue preparado para sacerdote, pero se empeñó en llegar a oficial de artillería, acompañando a Napoleón a Egipto, de manera que pudiera aplicar las matemáticas. En 1801 a su regreso de Egipto, empezó a ocuparse de lleno de la ciencia. El problema que más le interesaba era el del modo en que el calor fluía de un punto a otro a través de un objeto en particular. Fourier recopiló todo su ingenio matemático y descubrió lo que hoy se conoce como teorema de Fourier. Según este, cualquier oscilación periódica, por complicada que sea, se puede descomponer en serie de movimientos ondulatorios simples y regulares, la suma de los cuales es la variación periódica compleja original. Es decir se puede expresar como una serie matemática en la cual los términos son funciones trigonométricas. El teorema de Fourier tiene muchas aplicaciones; puede ser utilizado en el estudio del sonido y de la luz y desde luego en cualquier fenómeno ondulatorio. El estudio matemático de tales fenómenos, basado en el teorema de Fourier se llama análisis armónico.

J.G.V

Página 114

FTM 2011



B. PRINCIPIO DE HOUNSFIELD: El coeficiente de atenuación lineal, expresa la atenuación que sufre un haz de rayos X, al atravesar una determinada longitud de una sustancia dada; este coeficiente es específico de cada sustancia o materia. Para un rayo X monoenergético (compuesto por una sola longitud de onda), que atraviesa un trozo uniforme de material, la atenuación que sufre se expresa de la siguiente manera:

IOut = IIn . ĕ -(µ . l)

…………….(2)

Donde: IOut es la intensidad del rayo X luego de atravesar el material, IIn es la intensidad del rayo X incidente, μ es el coeficiente de atenuación lineal del material, L es la distancia recorrida por el rayo X en el material. Si, como ocurre en el cuerpo humano, el haz de rayos X pasa a través de materiales de distintos coeficientes de atenuación, podemos considerar al cuerpo como compuesto por un gran número de elementos de igual tamaño, de largo w, cada uno de los cuales posee un coeficiente de absorción constante. Estos coeficientes de atenuación están indicados como μ1, μ2, ..., μn. Entonces, la ecuación (2) queda:

(μ1 + μ2 + …....+ μn ) . w = ln [IIn / IOut]

...... (3)

En la ecuación 3, se muestra que el logaritmo natural, de la atenuación total, a lo largo de un rayo particular, es proporcional a la suma de los coeficientes de atenuación, de todos los elementos que el rayo atraviesa. Para determinar la atenuación de cada elemento, debe obtenerse un gran número de mediciones desde distintas direcciones, generando un sistema de ecuaciones múltiples.

Presentación de la imagen, Números TC. El resultado final de la reconstrucción por la computadora, es una matriz de números, que no es conveniente para su visualización en pantalla, por lo que un procesador se encarga de asignar a cada número o rango de números, un tono gris adecuado. Los valores numéricos de la imagen de tomografía computada, están relacionados con los coeficientes de atenuación, debido a que la disminución que sufre el haz de rayos X, al atravesar un objeto,

J.G.V

Página 115

FTM 2011



depende de los coeficientes de atenuación lineales locales del objeto. La fórmula que relaciona los números TC con los coeficientes de atenuación es:

TC = (μmaterial - μagua ) . E……….. (3) k Donde E representa la energía efectiva del haz de rayos X, μmaterial y μagua son los coeficientes lineales de atenuación del material en estudio y del agua respectivamente y K es una constante que depende del diseño del equipo. Universalmente se ha adoptado la escala Hounsfield (ver tabla I), la cual comienza por asignar el valor cero al agua y el -1000 al aire.

J.G.V

Página 116

FTM 2011


TABLA I Material o Sustancia Hueso Compacto

Sangre coagulada Sustancia cerebral gris Sustancia cerebral blanca Sangre Agua Grasa

Aire

J.G.V


ESCALA DE HOUNSFIELD Número TC 1000 800 600 400 200 56-76 36-46 22-32 12 0 -100 -200 -400 -600 -800 -1000

Página 117

FTM 2011



DENSIDAD Y ESCALA DE GRISES UNIDADES TC (HOUNSFIELD) HU

= (µ objeto - µ agua) X 1000 µ agua

Una gran ventaja que ofrece la TAC para la visualización de la imagen en pantalla, es la posibilidad de seleccionar un pequeño rango de números TC, para ser representados en toda la escala de grises. Esta función, llamada ventana, permite diferenciar con gran claridad estructuras que poseen una pequeña diferencia de números CT, ya que al asignar toda la escala de grises a un estrecho rango de números, se logra un gran contraste entre ellos.

J.G.V

Página 118

FTM 2011


J.G.V


Página 119

FTM 2011



Principio de funcionamiento de una manera simplificada. El aparato de TAC emite un haz muy fino de rayos X. Este haz incide sobre el objeto que se estudia y parte de la radiación del haz lo atraviesa. La radiación que no ha sido absorbida por el objeto, en forma de espectro, es recogida por los detectores. Luego el emisor del haz, que tenía una orientación determinada, (por ejemplo, estrictamente vertical a 90º) cambia su orientación (por ejemplo, haz oblicuo a 95º). Este espectro también es recogido por los detectores. El ordenador 'suma' las imágenes, promediándolas. Nuevamente, el emisor cambia su orientación (según el ejemplo, unos 100º de inclinación). Los detectores recogen este nuevo espectro, lo 'suman' a los anteriores y 'promedian' los datos. Esto se repite hasta que el tubo de rayos y los detectores han dado una vuelta completa, momento en el que se dispone de una imagen tomográfica definitiva y fiable. Para comprender qué hace el ordenador con los datos que recibe lo mejor es examinar el diagrama que se aprecia líneas abajo.

La figura '1' representa el resultado en imagen de una sola incidencia o proyección (vertical, a 90º). Se trata de una representación esquemática de un miembro, por ejemplo un muslo. El color negro representa una densidad elevada, la del hueso. El color gris representa una densidad media, los tejidos blandos (músculos). El hueso, aquí, deja una zona de 'sombra'. Los músculos, una zona de 'penumbra'.

La figura '2' también representa el resultado en imagen de una sola incidencia o proyección, pero con un ángulo diferente (horizontal, a 180º).

J.G.V

Página 120

FTM 2011



Figura '3' muestra qué hace el ordenador con las dos imágenes. Aquí la zona de sombra ya está limitada al centro de la figura, pero la imagen presenta unos perfiles muy diferentes al objeto que se estudia (un cuadrado en vez de un círculo).

En la figura '4' el ordenador dispone de datos de cuatro incidencias: 45º, 90º, 135º y 180º. Los perfiles de la imagen son octogonales, lo que la aproximan mucho más a los contornos circulares del objeto real. Una vez que ha sido reconstruido el primer corte, la mesa donde el objeto reposa avanza (o retrocede) una unidad de medida (hasta menos de un milímetro) y el ciclo vuelve a empezar. Así se obtiene un segundo corte (es decir, una segunda imagen tomográfica) que corresponde a un plano situado a una unidad de medida del corte anterior. A partir de todas esas imágenes transversales (axiales) un computador reconstruye una imagen bidimensional que permite ver secciones de la pierna (o el objeto de estudio) desde cualquier ángulo. Los equipos modernos permiten incluso hacer reconstrucciones tridimensionales. Estas reconstrucciones son muy útiles en determinadas circunstancias, pero no se emplean en todos los estudios, como podría parecer. Esto es así debido a que el manejo de imágenes tridimensionales no deja de tener sus inconvenientes.

J.G.V

Página 121

FTM 2011



Un ejemplo de imagen tridimensional es la imagen 'real'. Como casi todos los cuerpos son opacos, la interposición de casi cualquier cuerpo entre el observador y el objeto que se desea examinar hace que la visión de éste se vea obstaculizada. La representación de las imágenes tridimensionales sería inútil si no fuera posible lograr que cualquier tipo de densidad que se elija no se vea representada, con lo que determinados tejidos se comportan como transparentes. Aún así, para ver completamente un órgano determinado es necesario mirarlo desde diversos ángulos o hacer girar la imagen. Pero incluso entonces veríamos su superficie, no su interior. Para ver su interior debemos hacerlo a través de una imagen de corte asociada al volumen y aún así parte del interior no siempre sería visible. Por esa razón, en general, es más útil estudiar una a una todas las imágenes consecutivas de una secuencia de cortes que recurrir a reconstrucciones en bloque de volúmenes, aunque a primera vista sean más espectaculares

MÉTODO PARA LA OBTENCIÓN DE LAS CARACTERÍSTICAS DE LOS FILTROS DE FORMA DE EQUIPOS DE TOMOGRAFÍA COMPUTARIZADA A PARTIR DE MEDIDAS DE ATENUACIÓN RELATIVA Si se quiere estudiar la influencia de los filtros de forma de los que disponen los equipos de tomografía computarizada (TC), no siempre resulta fácil obtener información suficientemente precisa sobre su composición y forma geométrica. En el presente trabajo se propone un método relativamente simple para conocer las características geométricas de estos filtros a partir de las medidas de atenuación relativa con una cámara de ionización. Con los valores de atenuación relativa obtenidos experimentalmente para dos filtros diferentes, de cabeza y de cuerpo, de los que dispone un escáner de TC, se han calculado las respectivas regresiones polinómicas. A partir de estas funciones analíticas se han estimado los valores del espesor del filtro de forma que atraviesa el haz de fotones para cada ángulo de emisión y se han obtenido las dimensiones físicas de los filtros considerados. Introducción y objetivos Para calcular los valores de diferentes magnitudes asociadas con la dosis o con características de la imagen en radiodiagnóstico es frecuente realizar simulaciones, bien basadas en el método de Montecarlo, o combinadas a

J.G.V

Página 122

FTM 2011



veces con cálculos deterministas y analíticos 1,2. En el caso particular de la tomografía computarizada (TC), para realizar una simulación precisa de los procesos de interacción del haz de fotones conviene tener en consideración, tanto las características que definen la geometría intrínseca del haz (tamaño efectivo del foco, distancia foco- isocentro, filtración primaria, filtro de forma y la anchura del haz), como los parámetros relacionados con el protocolo de adquisición de datos empleado en cada caso (el campo de visión, la colimación y sobreirradiación (overbeaming), el factor de paso, la extensión del examen y las rotaciones extra (overranging)), la atenuación de la mesa de exploración y la distribución espectral de los rayos X 3-5. La mayoría de estos parámetros pueden obtenerse con relativa facilidad de la bibliografía publicada o de los manuales en los que se describen las especificaciones técnicas de los equipos estudiados. Sin embargo, hay otros, como el nº de rotaciones adicionales del tubo s0n necesarias para interpolar en los bordes del área explorada o las características físicas de los llamados filtros de forma, para los cuales no resulta fácil obtener información precisa, aunque se solicite directamente al fabricante o se utilicen métodos invasivos para acceder físicamente a los mismos. Los filtros de forma ("shaping filters") son unos objetos de material absorbente, de espesor pequeño en el centro del haz y creciente hacia los extremos, con simetría respecto al eje del haz en el plano axial que se interponen en el haz a una pequeña distancia del tubo. Su finalidad principal es compensar las diferencias en los espesores atravesados en una sección del paciente, que son mayores en el centro que en la periferia, para asegurar que la intensidad del haz de radiación que llega a los detectores sea uniforme. Además, la utilización de estos filtros reduce las dosis recibidas por el paciente y el ruido de las imágenes. En el presente trabajo se propone un método relativamente simple para conocer, a partir de medidas de atenuación, las características geométricas de los diferentes filtros de forma (para exámenes de cabeza y de cuerpo) de los que se dispone en un escáner de TC. Esta metodología, que en nuestro trabajo se ha aplicado a un equipo concreto, en principio podría ser aplicable a otros equipos de cualquier marca y modelo. Material y método La metodología seguida ha consistido en esencia en la realización de medidas dosimétricas en diferentes direcciones angulares del haz para obtener las curvas de atenuación relativa. Hemos trabajado con un escáner de TC, modelo LightSpeed Ultra (GEMS, Milwaukee US). Dicho equipo permite adquirir simultáneamente hasta 8 secciones en modo secuencial o

J.G.V

Página 123

FTM 2011



helicoidal y dispone de dos filtros de forma para ser incorporados en las adquisiciones de datos en exámenes de cabeza (filtro 1) y de cuerpo (filtro 2). Además, para poder comparar los resultados de ambos filtros con una referencia básica, hemos podido trabajar sin utilizar ningún filtro de forma (filtro 0). Las medidas dosimétricas se han realizado con una cámara tipo "lápiz" 20x5-3CT de 10 cm de longitud activa asociada con un electrómetro monitor 2026 (Radcal, Monrovia US). Las medidas de dosis se han realizado según el esquema de la fig.1. Para eliminar la rotación del tubo se ha fijado éste en una posición lateral (90º) lo que nos ha permitido medir desplazando la cámara a lo largo del eje Y desde el isocentro del "gantry" hasta cubrir completamente la máxima apertura del haz.

Fig. 1. Esquema de las distintas posiciones de medida de la cámara de ionización y de las trayectorias de los rayos X por el interior del filtro de forma en función del ángulo de emisión.

Se ha realizado una serie de medidas en 38 posiciones para cada uno de los filtros (0, 1 y 2), con desplazamientos menores cerca del isocentro y del orden de 1 cm en el extremo opuesto6. Para realizar las medidas en las diferentes posiciones, se ha fijado la cámara a un soporte solidario con la mesa de exploración. El desplazamiento vertical indexado de la mesa ha permitido posicionar la cámara en los puntos deseados. Las condiciones de irradiación (120 kV, 100 mAs, colimación total 10 mm (4 x 2,5 mm), foco fino de 0,7 mm x 0,6 mm, campo de visión, SFOV, de 50,4 cm) se han mantenido constantes en todas las exposiciones. Como información adicional, el tubo se fijó utilizando un protocolo de servicio, con la ayuda del personal del servicio J.G.V

Página 124

FTM 2011



técnico. Los valores dosimétricos medidos para el filtro de cabeza, D1, y para el filtro de cuerpo, D2, se han normalizado respecto a los medidos en ausencia de filtro de forma, D0. De este modo, se elimina la influencia de la distancia foco-cámara de ionización, que varía a lo largo del eje Y. Para simplificar el cálculo, después de verificar la simetría de los filtros de forma alrededor del eje central de irradiación, únicamente se han realizado medidas a lo largo del semieje positivo Y., Así hemos obtenido dos conjuntos (uno para cada filtro de forma) de 38 valores relativos de dosis en función de su distancia Yi al eje X. Para cada uno de estos conjuntos se ha realizado un ajuste polinómico que ha permitido obtener la función que describe la atenuación. Se ha ajustado a polinomios de octavo grado utilizando un método de mínimos cuadrados ponderado con la varianza de los resultados de medida. Para ello hemos usado el paquete Statgraphics Plus 5.1 (Open Land Communications). Dado que el ángulo sólido subtendido por la cámara es pequeño y que los espesores de filtro atravesados por los fotones detectados no son demasiado grandes, se puede suponer que en promedio se cumple la ley de atenuación exponencial para la energía efectiva del haz. Con esta premisa, se puede estimar el espesor de filtro G(α) que atraviesan los fotones que llegan a la cámara para cada ángulo α de emisión como:

(1)

Donde μFiltro es el coeficiente de atenuación lineal, que depende de la energía del fotón incidente y del material del filtro de forma, y DFiltro/D0 son los valores recalculados del cociente de dosis mediante la función polinómica de ajuste. Para realizar los cálculos se ha considerado que el material del filtro de forma es politetrafluoroetileno (F2CCF2), conocido como teflón, y que la energía efectiva del haz es de 65 keV7, ya que puede considerarse que está comprendida en el rango 60 - 70 keV para los valores de α medidos (0º - 25º). Como información adicional, el valor de capa hemirreductora medida en el eje del haz ha sido de 7,5 ± 0,3 mm Al. Con todas estas premisas, se ha "reconstruido" el perfil del filtro de forma a partir de los valores obtenidos de G(α), teniendo en cuenta que:

(2)

J.G.V

Página 125

FTM 2011



Donde y, F(y), y G(α) son las distancias consideradas en la fig.1. De este modo se obtiene numéricamente (aunque también podría obtenerse analíticamente) el perfil de los filtros de forma mediante la función F(y). Con el fin de reproducir adecuadamente los efectos que producen los filtros de forma sobre el haz de fotones, se ha propuesto un método que permite obtener las características de dichos filtros en un equipo de TC a partir de un conjunto de medidas de atenuación relativa. La regresión de estos valores a funciones polinómicas, así como el conocimiento del material del que están construidos los filtros (si es posible) permiten estimar su grosor para cualquier ángulo de emisión, obteniendo la información necesaria para reproducir en un programa de simulación el funcionamiento del equipo TC de una forma más precisa.

FORMACIÓN DE LA IMAGEN EN TOMOGRAFÍA COMPUTERIZADA VÍA LA TRANSFORMADA DE RADON En comparación con la Radiografía y Tomografía convencionales, la Tomografía Computerizada (TC) consiste, en síntesis, en la sustitución de la placa radiográfica por unos detectores de radiación. Las señales recogidas por estos pasan a un ordenador que, mediante un sofisticado proceso de cálculo matemático, reconstruye los coeficientes de atenuación detectados según la ley de Lambert en forma de puntos luminosos, proyectándolos en un monitor de TV. Describimos tal proceso matemático tomando en consideración la Transformada de Radon, que nos marca la posibilidad de determinar coeficientes de atenuación (variables puntualmente) a partir de un juego finito de integrales de línea sobre rectas que intersecten la sección corporal a estudio. Exponemos además la construcción de la imagen por una unidad de TC de tercera generación, las mayoritariamente empleadas en nuestro país, mediante esta técnica. Todo ello hace de la Ingeniería de Sistemas y la Automatización del proceso de formación y mejora de imagen, hechos imprescindibles en el diagnóstico médico por TC.

J.G.V

Página 126

FTM 2011



INTRODUCCIÓN Consideremos una fuente de rayos X (aunque el método que describimos puede aplicarse a cualquier otra radiación), y un determinado medio material sobre el que incide tal radiación. La absorción, según la ley de Lambert, de un haz de rayos X (RX) en un medio homogéneo es un hecho ya descrito y conocido de modo cuantitativo. Ahora bien, el problema de cómo determinar cuantitativamente un coeficiente de absorción variable en un medio completamente inhomogéneo como es el cuerpo humano es un hecho que ha recibido escasa atención, llevándonos a importantes aplicaciones en el campo de la radioterapia, y más en concreto, en TC [1,4]. El problema se formula como sigue: sea D un dominio finito bidimensional en el que hay un material capaz de absorber radiación que está caracterizado por un coeficiente lineal de absorción g que varía punto a punto en D y es nulo fuera de tal dominio. Supongamos que un fino haz monoenergético de RX atraviesa D a lo largo de una línea recta L. La intensidad del haz incidente en D es Io y la intensidad del haz emergente en ese dominio es I. Entonces la Ley de Lambert para el caso de medios inhomogéneos se expresa:

donde el subíndice L en la integral indica que está evaluada a lo largo de la línea L que intersecta a D, siendo s una medida a lo largo de la línea L. Es suficiente considerar el problema en dos dimensiones, puesto que encontrando una solución al mismo, el caso tridimensional se resuelve tomándolo como una sucesión de capas bidimensionales. Despejando la integral que en la ec.(1) aparece, logramos el siguiente resultado:

donde ln(Io/I) = fL es la densidad óptica. Tal magnitud es la medida de la opacidad de una sustancia de espesor dado para los rayos luminosos (RX en nuestro caso). Caracteriza el debilitamiento de la radiación óptica en las capas J.G.V

Página 127

FTM 2011



de diversas sustancias, como es el caso del cuerpo humano. La densidad óptica es cómoda al realizar cálculos, puesto que cambia unas pocas unidades, mientras que la magnitud Io/I puede cambiar en varios órdenes para diversas muestras y diferentes regiones del espectro. El problema es encontrar g conocidas las integrales Fl para un número finito de líneas L que intersecten con D (para poder abordar el problema de manera práctica). Para ello no basta con tomar L en dos direcciones ortogonales, pues puede darse el caso de que fL = 0 siendo g ≠ 0.

2 FORMULACIÓN DEL PROBLEMA Dado que el dominio D es finito, podemos considerarlo inscrito en un círculo al que por simplicidad puede tomarse como de radio unidad. Establecemos coordenadas polares: (r,θ ), cuyo origen se tomará en el centro del círculo. Entonces podemos escribir: g=g(r,θ ). La línea L a lo largo de la cual integramos g puede ser definida por los parámetros (p,φ ) [7], donde p es la distancia, tomada en perpendicular, desde el origen a la línea L, y φ es el ángulo que la normal a L forma con el eje X (Fig.1).

J.G.V

Página 128

FTM 2011



El dominio de f es el mismo que el dominio de g, es decir el círculo de radio unidad. La ec.(2) puede escribirse ahora:

Conocidos los g(r,θ ), hallar f (p,φ) constituye la Transformada de Radon (TR). Nuestro problema estriba entonces en la determinación de una transformada de Radon inversa ((TR)-1). Podríamos pensar que este problema forma parte del típico repertorio del siglo XIX. De hecho ya Radon, en 1917, demostró la posibilidad de la reconstrucción tridimensional de un objeto a partir de un juego infinito de todas sus proyecciones [6]. La ec.(3) es una ecuación integral en dos variables, pero puede ser reducida a un juego de ecuaciones integrales en una variable como seguidamente explicamos. Supongamos que g es finito, de valor único y continuo, excepto para un número finito de arcos en el círculo. Bajo estas consideraciones, podemos desarrollar g en serie de Fourier. Conocidos los coeficientes del desarrollo en serie de Fourier de una función se conoce ésta y viceversa. Por otro lado, considerando la contribución df a f (p,φ) proveniente de dos elementos de arco iguales (ds) de la línea L(p,φ), que se encuentran en lados opuestos del punto (p,φ) e igualmente espaciados desde el mismo, entonces la función f cobra el siguiente aspecto [4]:

Con la ec.(4) tenemos escrita la función f en términos de las coordenadas polares (p,φ) en el círculo unidad, con lo que también puede ser desarrollada en serie de Fourier [7]:

J.G.V

Página 129

FTM 2011



donde:

Comparando las ecs.(4) y (5) tenemos el juego de ecuaciones integrales unidimensionales al que queríamos reducir la ec.(3):

Donde: T (x) cos(n cos 1 x) n = − denota un polinomio de grado n en x conocido como polinomio de Tschebycheff de primera especie [2]. Evidentemente no emplearemos T x n( ) para x >1. La ec.(7) constituye lo que llamamos Transformación de Radon-Fourier, pues no es más que una transcripción de la TR en términos del desarrollo en serie de Fourier de las funciones f (p,φ) y g(r,θ ) correspondientes. Destaquemos que f p n( ) está determinada unívocamente por g r n( ) [1], según la ec.(7). Ahora bien, la ec.(7) nos ofrece los coeficientes fn en función de los gn, cuando a nosotros nos interesa lo contrario. Por ello requerimos de una fórmula de inversión con respecto a la última expresión citada, dado que como ya hemos dicho, conocidos los coeficientes del desarrollo en serie de Fourier, conocemos la función correspondiente.

3 SOLUCIÓN DE LAS ECUACIONES Multiplicando ambos miembros de la ec.(7) :

J.G.V

Página 130

FTM 2011



p=1, se tiene:

Modifiquemos los límites de la integral doble del segundo miembro como se muestra en la Fig.2, donde lo que hacemos es cambiar el .sentido de integración.:

J.G.V

Página 131

FTM 2011



Así la ec.(8) puede escribirse como:

Mediante la regla de Fubini [3] y teniendo en cuenta el resultado de la integral In(r,z) seguidamente expuesta (simulada mediante el programa informático Mathematica hasta n=9):

resulta que la ec.(8) se transcribe en: Ahora derivamos esta expresión con respecto a z (para lo que podemos aplicar el concepto de primitiva en el primer miembro), y en concreto evaluaremos tal derivada en z=r, con lo que despejando finalmente g r n( ), resulta para los mismos:

y puede demostrarse que la fórmula de inversión que constituye la ec.(11) determina gn de manera única [1]. Quedaría resuelto así nuestro problema de determinar la función g conocidas las integrales de línea fL , tal y como se recoge de modo esquemático en la Fig.3, de acuerdo al proceso de cálculo que hemos venido describiendo. J.G.V

Página 132

FTM 2011



Figura 3: Esquema del proceso de cálculo.

La validez de este método de cálculo está acreditada sobradamente por el funcionamiento de las unidades de TC existentes. La diferencia operacional entre dichas unidades consiste en síntesis en el diferente algoritmo de cálculo que lleva incorporado cada una de ellas sobre la base del método descrito.

J.G.V

Página 133

FTM 2011



4 CONSTRUCCIÓN DE LA IMAGEN Una vez establecido el proceso matemático que nos lleva a determinar el coeficiente de absorción g, es hora de preguntarnos cómo opera la unidad de TC para establecer dicha función g y así construir la imagen que puede visualizarse en el monitor de TV. Tengamos en cuenta que empleamos como modelo de referencia un escáner de tercera generación [9], como ocurre con las dos unidades existentes en el H.C.U. (Hospital Clínico Universitario) de Valladolid (Fig.4). Figura 4: A: Escáner de tercera generación. B: Sección que muestra el giro del sistema fuente detectores alrededor del paciente en tal escáner.

Para obtener datos que pueda procesar el ordenador, suponemos el objeto o paciente (que se tomará como una distribución bidimensional del coeficiente lineal de atenuación para cada sección anatómica), fijado a una referencia cartesiana (x, y) adecuadamente centrada en el mismo. La recta que une los extremos del conjunto de detectores puede ser transladada al origen de coordenadas y constituir un eje x., integrante de un segundo sistema cartesiano (x., y.). Los datos de exposición se refieren a x. y el ángulo α nos marca la rotación en cada pulso de radiación emitida (Fig.5).

J.G.V

Página 134

FTM 2011



La radiación procedente del tubo de RX en una unidad de TC es pulsada. Se emite un pulso de la misma por cada proyección de rayos requerida para dar lugar a una imagen formada por una matriz n ﾗ n. Si la radiación fuese continua tendríamos entonces más proyecciones de las debidas. Asimismo, mediante la radiación pulsada el paciente recibe sólo la dosis de radiación necesaria para llevar a cabo la exploración correspondiente y se alarga la vida del tubo.

La función proyección será f x α ( ‟), dada por [8]:

J.G.V

Página 135

FTM 2011



Así vamos obteniendo los valores de las integrales f (0,α ) para todas las posibles líneas L(0,α ) que puedan considerarse, una por cada pulso de radiación. Este valor es el que registran los detectores de radiación y nos marca la densidad óptica para cada rotaciónα , parcial con respecto al giro total de 180º o 360º del conjunto tubo-detectores en el interior del gantry (carcasa donde se inserta al paciente). El orden en que son tomados los datos de proyección, no sería relevante. Es ahora cuando el ordenador, siguiendo el esquema de cálculo desarrollado en el presente artículo, y mediante algoritmos que son secreto de las compañías encargadas de la fabricación y mantenimiento de cada unidad de TC, pero fundados en el proceso matemático descrito, determina los valores del coeficiente de absorción variable g(x,y) dado en la ec.(12). Mediante un sencillo cambio a coordenadas polares, tenemos los g(r,θ ) a determinar de la ec.(3). El mecanismo destinado a determinar g a través de las integrales f (0,α ) descritas es equivalente a la consideración estándar que para la determinación de los coeficientes lineales de atenuación se ofrece en la literatura sobre el tema [9], es decir, tomar nuestra zona a estudio dividida en voxels, donde a cada uno de ellos se le asigna un valor del coeficiente de absorción, que denotaremos comoμn , a través de un grupo de ecuaciones lineales simultáneas de la forma:

donde: n=1,....,N indica el número de voxels y los a x n(α, ‟) son coeficientes reales. Ese valor de μn es luego a su vez transcrito al pixel del voxel correspondiente. La mejor solución a estas ecuaciones se obtiene por vía iterativa. Varias técnicas han sido empleadas [8], con nombres como: ART (Algebraic Reconstruction Technique, o Técnicas de Reconstrucción Algebraica), SIRT (Simultaneous Iterative Reconstruction Techniques, o Técnicas de Reconstrucción Iterativas Simultáneas) e ILST (Iterative Low Square Techniques, o Técnicas Iterativas de Mínimos Cuadrados), que difieren en el factor de corrección. J.G.V

Página 136

FTM 2011



Una vez obtenidos los valores de los coeficientes de absorción g, se transforman en una escala de grises o colores de acuerdo a su valor numérico y a la ventana seleccionada [10], tras lo cual la imagen de la zona a estudio puede ser visualizada en el monitor de TV. Según el método de cálculo expuesto en el presente artículo, para cada pixel, g r n ( ,θ ) = μ , será la media de todos los valores puntuales del coeficiente de atenuación existentes en el mismo. Por otra parte, sabemos que existen dos tipos de unidades de TC en cuanto al modo de examinar el volumen anatómico a estudio se refiere: axial y helicoidal [4].

En el escáner axial la imagen de una sección corporal está constituida por una rotación completa del sistema fuente-detectores según la adquisición de datos establecida mediante la Fig.5 y siguiendo el proceso matemático de cálculo que hemos venido elaborando. En el escáner helicoidal la imagen de una sección corporal viene dada por la interpolación entre puntos pertenecientes a dos pasos de hélice consecutivos [5] (de acuerdo a la geometría helicoidal de adquisición de datos), donde cada uno de esos pasos de hélice ha sido construido y procesado como hemos descrito.

J.G.V

Página 137

FTM 2011



Ejemplos de imágenes tomadas por la unidad del H.C.U expuesta en el presente artículo, se muestran en la Fig.6. Figura 6: A: Imágenes transaxiales. B: Imágenes coronal (izqda.) y sagital (dcha.). C: Imagen craneal 3D en escala de grises. Todas tomadas con la unidad TAC helicoidal del H.C.U de Valladolid.

J.G.V

Página 138

FTM 2011



5 CONCLUSIONES Queda expuesto el método matemático que subyace en todos los procesos de algoritmización para la formación de imagen en TC. Posteriormente se particulariza para cada casa comercial fabricante de estas unidades de adquisición de imagen, que nunca éstas suministran, y que está en función de los componentes y tecnología empleados. La validez de este poderoso método de cálculo, aparentemente inaccesible en las expresiones que de él se van obteniendo, es realmente de una gran simplicidad conceptual y basado en pasos bien definidos (Fig.3). Su aplicación está sobradamente acreditada en el correcto funcionamiento y visualización de la imagen en las unidades al uso. Su permanente adaptación y validez a las nuevas tecnologías referentes al proceso de formación de imagen en TC, en sus dos modos de adquisición de imagen (axial y helicoidal), hacen de él un referente ineludible del que pueden derivarse nuevos procesos de algoritmización para técnicas que requieren una cada vez más rápida y perfecta imagen. Un claro ejemplo de la involucración y necesidad de la Ingeniería en el proceso diagnóstico médico por imagen.

J.G.V

Página 139

FTM 2011



Historia de la física de la tomografía • J. RADON.- matemático austríaco demostró en 1917 que los objetos de dos y tres dimensiones podían ser reproducidos a partir de infinitas proyecciones. • BRACEWELL.- en 1956 construyó un mapa solar a partir de rayos proyectados. • OLDENDORF (1961) y CORMARK (1963).- construyeron modelos de laboratorio de escáneres. • KUHL y EDWARDS.- construyeron en 1968 un escáner para medicina nuclear. • En 1972 G N HOUNSFIELD presentó una nueva técnica de imagen denominada Computerized axial transverse scanning. • A HOUNSFIELD se le concedió el premio Nobel de Medicina en 1979, compartido con el doctor A. M. CORMACK. Coeficientes de atenuación.

Reconstrucción a partir de proyecciones

J.G.V

Página 140

FTM 2011



Reconstrucción a partir de proyecciones

J.G.V

Página 141

FTM 2011


J.G.V


Página 142

FTM 2011



FUNDAMENTOS DE TOMOGRAFIA AXIAL COMPUTARIZADA

La imágen se crea midiendo la atenuación de una haz de rayos X que atreviesan el objeto. Proceso de síntesis es bastante complejo: imprescindible el uso de poderosas computadoras. Principio: Los materiales mas densos (huesos y tumores) absorben más fotones que los músculos blandos y la piel. Detectores: miden el número de fotones que pasan a través del cuerpo y se determina que fracción del haz incidente ha sido atenuado por absorción.

J.G.V

Página 143

FTM 2011



Densidad promedio: determinada al comparar las intensidades incidente y transmitida del rayo. Imagen tomográfica: representa las variaciones del coeficiente de atenuación μque es proporcional a la densidad en cada punto. Detectores situados posteriormente al objeto; miden la atenuación promedio a lo largo de la trayectoria del haz de fotones: retroproyección. Se asume densidad homogénea en toda la trayectoria de cada detector.

HACES INCIDENTE Y TRANSMITIDO

Io es constante (puede controlarse) e ITes la intensidad de la radiación que puede medirse con los detectores. La variable pLes la proyección de la función de atenuación, para la trayectoria L. pLse mide con los detectores de radiación. Como no es posible conocer la distribución de μ(x,y) a partir del valor medido de pL, se asume, en principio, que en la trayectoria L, el valor de μ(x,y) es

J.G.V

Página 144

FTM 2011



constante. Esto equivale a retroproyectar la lectura de pLy distribuirla uniformemente a lo largo de dicha trayectoria.

FUNDAMENTOS DE RETROPROYECCION Reconstrucción de una imagen de M x N pixeles (incognitas), requiere hacer M x N mediciones que proporcionen igual número de datos, para solucionar las M x N ecuaciones. Los datos son obtenidos de las mediciones de la radiación que atraviesa el cuerpo.

Número de detectores es menor que el número de datos necesarios (M x N) Solución: rotar el conjunto fuente-detectores alrededor del paciente para obtener mas datos. Es posible usar las lecturas de todas las trayectorias para crear un mapa aproximado de la densidad del objeto.

J.G.V

Página 145

FTM 2011


J.G.V


Página 146

FTM 2011



RETROPROYECCION FILTRADA Los datos se obtienen rotando el sistema, por ello es mejor trabajar en el sistema de coordenadas polar. Cada punto (x,y) tiene un equivalente (θ,t) en el sistema (t,s). El sistema (t,s) se forma al rotar el sistema (x,y) un angulo θ.

Las coordenadas quedan definidas por el jacobiano de rotación:

J.G.V

Página 147

FTM 2011


J.G.V


Página 148

FTM 2011



La expre sión J.G.V

Página 149

FTM 2011



anterior puede ser re-escrita en el sistema de coordenadas original (x,y), teniendo en cuenta que:

J.G.V

Página 150

FTM 2011


J.G.V


Página 151

FTM 2011



Al resultado anterior se le conoce como Teorema de la Rebanada de Fourier y proporciona un mecanismo para determinar la densidad, mediante la determinación de μ(x,y). Si el ángulo θse hace variable (moviendo el sistema fuente-detectores), entonces por el teorema de la rebanada es posible completar con los datos que se obtienen, la TF-2D de μ(x,y).

J.G.V

Página 152

FTM 2011



Entonces, la imagen de μ(x,y) podría generarse al tomar la Transformada Inversa de Fourier bi-dimensional (TIF-2D), en el sistema de coordenadas polares (θ, ρ):

J.G.V

Página 153

FTM 2011



Consideraciones y limitaciones: La primera integral debe ser tomada únicamente de 0 a πdebido a que la información contenida entre πy 2πes redundante con la primera. La imágen en el dominio de Fourier se completa con un sistema de coordenadas polares. Cada retroproyección pasa por el punto (0,0), por lo que existe mucha información en el centro de la misma (bajas frecuencias) mientras que en el exterior (altas frecuencias), la información estámuy dispersa. La imágen asíreconstruída de μ(x,y), al tomar la TIF-2D directamente de P(θ,ρ) es bastante distorsionada. Para salvar este problema, es necesario introducir una función B(ρ) que realice el filtrado de la imagen formada por las retroproyecciones P(θ,ρ), con la finalidad de compensar la mala distribución de información en frecuencias:

C(θ,ρ) se encuentra en el dominio de frecuencias y se le conoce como “función de retroproyección filtrada”.�De acuerdo a lo anterior, la imagen μ(x,y) puede ser recuperada con mayor calidad, si se aplica la siguiente integral:

J.G.V

Página 154

FTM 2011


J.G.V


Página 155

FTM 2011


J.G.V


Página 156

FTM 2011



Se observa que, para valores bajos de ρ(bajas frecuencias), se disminuye la influencia de la información de P(θ,ρ), mientras que para altos valores de ρ(altas frecuencias) se incrementa la influencia de P(θ,ρ).

J.G.V

Página 157

FTM 2011



Esta técnica, uniformiza la influencia de todas las componentes de frecuencia que contribuyen a la formación de la imágen deseada. Sin embargo, cualquier filtro que amplifique las altas frecuencias,

necesariamente aumenta la influencia de ruido en la imágen. El filtro rampa es el que mayor contribución de ruido presenta, por lo que tiene la menor relación señal/ruido de todos ellos.

J.G.V

Página 158

FTM 2011



FUNCIONAMIENTO BÁSICO DEL TOMOGRAFO

Básicamente, el tomógrafo está compuesto por un tubo de rayos X y un detector de radiaciones que mide la intensidad del rayo, luego que atraviesa el objeto en estudio. Conocida la intensidad emitida y la recibida, se puede calcular la atenuación o porción de energía absorbida, que será proporcional a la densidad atravesada. Dividiendo el plano a estudiar en una serie de celdas de igual altura que el haz y el resto de las dimensiones elegidas de forma adecuada para completar el plano, la atenuación del haz será la suma de la atenuación de cada celda. Calculando la atenuación de cada celda se conocerá su densidad, permitiendo reconstruir un mapa del plano de estudio, asignando a cada densidad un nivel de gris. Las imágenes guardadas en disco, luego de procesadas, pueden mostrarse en pantalla.

J.G.V

Página 159

FTM 2011



TEORÍA DE FUNCIONAMIENTO DE LA CT La PDU (unidad de distribución de energía) alimenta al sistema y el suministro pasa de la PDU al estativo y a la consola, que aloja los componentes generadores de los rayos X. El generador produce un alto voltaje hacia el tubo de rayos X. El alto voltaje impulsa a los electrones desde el filamento del tubo de rayos X hasta el ánodo, de forma que se produce calor y la radiación X. La capacidad calorífica y de disipación del tubo de rayos X determinan la frecuencia y la duración de las exposiciones de CT. Una exposición helicoidal o de Cine puede durar hasta 60 s, y una axial entre 0,4 y 2,0 s. El material centelleante del detector absorbe los rayos X que atraviesan al paciente y genera un nivel de luz correspondiente. El detector convierte los niveles de luz en una corriente eléctrica. El DAS (Sistema de adquisición de datos) muestrea cada celda del detector en las 32 o 64 filas del detector, cerca de 1.000 veces por rotación del estativo, amplía y cuantifica la corriente existente y envía los datos resultantes al generador de imagen (IG). Cada recopilación de muestras completa realizada por el DAS se denomina una vista. El procesador de reconstrucción organiza las vistas en una matriz única de valores de píxel, llamada imagen. El procesador de visualización realiza una copia de los datos de la matriz digital, la convierte en tonos de gris de un monitor de televisión y la envía para la visualización al monitor CRT o LCD. El monitor CRT se encuentra en la OC (Consola del operador), que controla a la computadora, los rayos X y el movimiento del tablero.

CONSTRUCCIÓN DE LA IMAGEN TOMOGRAFICO Aunque la imagen obtenida en la pantalla del ordenador es bidimensional corresponde en la realidad a un volumen. El soporte donde se crea la imagen es una MATRIZ, es un concepto abstracto y matemático.

J.G.V

Página 160

FTM 2011



Esta matriz no se ve, se ve solo la imagen. La matriz es una rejilla cuadrada compuesta de un número variable de cuadraditos, cada cuadradito recibe el nombre de PIXEL.

Como la imagen obtenida es una representación bidimensional de un cierto volumen de tejido, esta matriz no es plana si no que tiene un grosor, pues bien a este grosor se le denomina grosor de corte. El tubo de Rx gira alrededor del paciente y da una información a los detectores, estos datos hay que ordenarlos para crear la imagen, pues donde el ordenador plasma el resultado es en la matriz. Ahora nos fijaremos en un solo pixel, como si lo sacáramos de la matriz, vemos que el pixel tiene un grosor (grosor de corte) pues al pixel + el grosor de corte se le denomina VOXEL. J.G.V

Página 161

FTM 2011



GRAFICA REPRESENTACIONAL

Pixe l VOXEL

La Matriz Numero de puntos (pixels) que en la reconstruccion dara una imagem contendra (3402, 5122,7682,10242) Cuanto menor sea la matriz, menos espacio de adquicicion de imagen mas rápida la reconstruccion, por ende menos número de pixels ,menor a calidade de imagem.

J.G.V

Página 162

FTM 2011



Matriz de reconstrucción Es el conjunto de píxeles usados en la reconstrucción de la imagen ordenados en filas y columnas. La mayoría de los sistemas de imagen digital de RX ofrecen tamaños de matrices de 512 x 512 o bien de 1.024 x 1.024. A mayor tamaño mayor es la resolución espacial.

Una vez que el ordenador ha obtenido la imagen a cada píxel se le otorga un valor, gracias a que el ordenador a digitalizado los datos. Este valor corresponde a la media de atenuación que sufrieron los distintos fotones de Rx que después de atravesar al paciente llegaron a los detectores y que se representan en dicho voxel. Es decir el coeficiente de atenuación representado en un pixel es la media de todos los coeficientes de atenuación que existan en el volumen del voxel. No se puede representar algo mas pequeño que el voxel. Dependiendo del tamaño del objeto a representar y el tamaño de la matriz que vallamos a utilizar, cambiara la resolución espacial de la imagen, la imagen obtenida. de una estructura geométrica regular con un borde nítidos puede ser borrosa . El grado de borrosidad de dicha imagen es una medida de la resolución espacial del sistema. El ordenador después de computar toda la información, otorga un valor numérico a cada pixel (que se corresponde con el coeficiente de atenuación), este número del pixel se corresponde con un color en una escala de grises que tenemos si hacemos esto con todos los pixel tendremos una amplia gama de grises capaz de representar cualquier imagen. Para crear la imagen, como ya hemos dicho, necesitamos saber todos los coeficientes de atenuación que existen en el volumen del voxel para así hacer la media de todos ellos.

J.G.V

Página 163

FTM 2011



RADIODENSIDADES COMO FUNCIONA LA COMPOSICION hueso

Sulfato

cerebro

sangre

músculo

água

hígado

gordura

lipidos

aire

De bário

radiopaco

radiotransparente

En tomografía se representa las lecturas en imágenes de diferentes densidades como: hiperdensidad, hipodensidad, iso, homo, etc. Pues bien esto se hace por dos métodos: 1. Método Iterativo: Se utiliza en TC de 1ª generación. El ordenador va haciendo intentos de sumas en vertical, horizontal y diagonal, hasta que obtiene la coincidencia de todos los datos. Este método esta hoy en día en desuso y no podia reconstruir la imagen el ordenador hasta que tuviera todos los datos. 2. Método Analítico: Tiene varias posibilidades pero la más usada es el método de retroproyección filtrada (que fue desarrollada anteriormente). El método analítico se trata de empezar a reconstruir la imagen según se van recibiendo los datos, así se crea una imagen unidimensional y se representa a continuación en la matriz, esto se hace sucesivamente con todos los disparos; después de todas las reconstrucciones se crea finalmente la imagen. Esta imagen es filtrada mediante un filtro KERNEL, que en realidad lo único que va a hacer es una superposición de una determinada curva, correspondiente a una determinada formula matemática (filtro) a la curva obtenida mediante la adquisición de los datos de los detectores; esto es, multiplicando el valor obtenido por los detectores por un filtro Kelnel para así obtener el resultado. Su finalidad es resaltar los datos de la imagen que puedan tener alguna importancia diagnostica. J.G.V

Página 164

FTM 2011



LOS FILTROS EN TOMOGRAFIA El sistema dispone de distintos filtros de realce de la visualización. Los filtros de realce de bordes son útiles para fotografiar ventanas óseas, puesto que definen la imagen. Los tres niveles de realce de bordes son E1, E2 y E3. E1 aplica el realce más suave y E3 el más intenso. Al utilizar estos filtros, en la imagen aparece E1, E2 o E3. El filtro de realce de pulmón se ha concebido especialmente para el fotografiado de ventanas de pulmón. Si usa este filtro, la imagen queda anotada con la palabra Luna (Pulmón). Los tres filtros de suavizado son S1, S2 y S3, que se emplean para fotografiar ventanas de tejidos blandos y reducir la aparición de ruido en la imagen o en las áreas de bajo contraste. S1 aplica el suavizado más bajo de los tres y S3 el mayor. Al utilizarlos, la imagen se anota con S1, S2 o S3. Los filtros Kernel son formulas matemáticas y hay distintos tipos de filtros, se seleccionan dependiendo de lo que más nos interese ver. Los filtros más importantes son: 

SHARP: Realza bordes de estructuras de muy distinto coeficiente de atenuación.



REALCE DE BORDES: Realza la diferencia entre bordes, realza más la diferencia de contraste entre estructuras de no muy distinto coeficiente de atenuación.



SUAVIZADO: Lo que hace es disminuir los artefactos debidos la Ruido estatico, va a limar diferencias.

El sistema dispone de distintos filtros de realce de la visualización. Los filtros de realce de bordes son útiles para fotografiar ventanas óseas, puesto que definen la imagen. Los tres niveles de realce de bordes son E1, E2 y E3. E1 aplica el realce más suave y E3 el más intenso. Al utilizar estos filtros, en la imagen aparece E1, E2 o E3. El filtro de realce de pulmón se ha concebido especialmente para el fotografiado de ventanas de pulmón. Si usa este filtro, la imagen queda anotada con la palabra Luna (Pulmón). J.G.V

Página 165

FTM 2011



Los tres filtros de suavizado son S1, S2 y S3, que se emplean para fotografiar ventanas de tejidos blandos y reducir la aparición de ruido en la imagen o en las áreas de bajo contraste. S1 aplica el suavizado más bajo de los tres y S3 el mayor. Al utilizarlos, la imagen se anota con S1, S2 o S3 ¿Qué es el realce de la escala de grises? El realce de la escala de grises (GSE) es una función de visualización que modifica la pendiente y la curva gamma de una imagen. Puede utilizarse en estudios de cabeza para mejorar la interfaz hueso-cerebro, ayudando a diferenciar la materia gris de la blanca. Los tres niveles de realce de la escala de grises son G1, G2 y G3. G1 aplica el realce más suave y G3 el más intenso. Cuando se aplican estos filtros, las imágenes quedan anotadas con G1, G2 o G3, immediatamente encima de la escala vertical de marcas situada en el margen derecho de la imagen.

CALIDAD DE IMAGEN EN CT Como las imágenes de TC están constituidas por valores de píxeles discretos que se convierten después a formato de película. Existen numerosos métodos para medir la calidad de imagen . Estos métodos se aplican sobre cuatro características a las que se asignan magnitudes numéricas: la resolución espacial, la resolución de contraste, la linearidad y el ruido.

Resolución espacial Es la capacidad de todo método de imagen, de discriminar imágenes de objetos pequeños muy cercanos entre si. Depende de : 

Tamaño del pixel, a menor tamaño mayor resolución espacial



Grosor de corte (voxel), a mas fino el grosor de corte mayor resolucion espacial



Algoritmo de recontrucción

Resolución de contraste La capacidad para distinguir estructuras de diferente densidad, sean cuales sean su forma y su tamaño, se denomina resolución de contraste. Traduce la exactitud de los valores de absorción de los Rx por el tejido en cada voxel o pixel. Depende de: J.G.V

Página 166

FTM 2011





Contraste del objeto



Ruido de fondo del equipo(es inherente)

La resolución de contraste suministrada por los escáneres es considerablemente superior a la de las radiografías convencionales, principalmente debido a la colimación del haz en abanico, que restringe drásticamente la presencia de radiación dispersa. Sin embargo, la capacidad de mejorar los objetos de bajo contraste con un escáner d está limitada por el tamaño y la uniformidad del objeto y por el ruido del sistema.

Ruido del sistema La resolución de contraste del sistema no es perfecta. La variación de los valores de representación de cada pixel sobre un mismo tejido por encima o por debajo del valor medio se denomina ruido del sistema. Si todos los valores de píxeles fueran iguales, el ruido del sistema sería cero. Cuanto mayor es la variación en estos valores, más nivel de ruido acompañará a la producción de las imágenes en un sistema dado. Es el granulado que existe en la imagen, puede oscurecer y difuminar los bordes de las estructuras representadas con la consiguiente perdida de definición. Depende de : 

Número de fotones que llegan a los detectores (colimación, mA)



Ruidos inherentes al equipo (electrónico, computacional)

El ruido es perceptible en la imagen final por la presencia de grano. Las imágenes producidas por sistemas de bajo ruido se ven muy lisas, mientras que en sistemas de niveles de ruido elevados parecen manchadas. Por tanto, la resolución de objetos de bajo contraste está limitada por el ruido del equipo de TC.

Linearidad El escáner de TC debe calibrarse frecuentemente para comprobar que la imagen de agua corresponda a un número de TC igual a cero, y que otros tejidos se representen con su valor adecuado.

J.G.V

Página 167

FTM 2011



CONCEPTO DE VENTANA Como ya hemos explicado en el apartado anterior (Construcción de la imagen),el ordenador después de computar toda la información, otorga un valor numérico a cada pixel (que se corresponde con el coeficiente de atenuación), este número del pixel se corresponde con un color en una escala de grises que tenemos si hacemos esto con todos los pixel tendremos una amplia gama de grises capaz de representar cualquier imagen. Pues bien con la escala de atenuaciones conocida no había forma de aclararse, hasta que a una serie de investigadores se les una nueva escala. Esta nueva escala tomó como referencia el agua. Por ello la nueva unidad habría que aplicar la fórmula. HU= (µobjeto - µagua) / µagua X 1000

Esta unidad de absorción se llama Hounsfield o valor de CT. Tenemos que tener en cuenta que nuestra escala consta de un número superior a 4.000 unidades HU, y que lo tenemos que representar en escalones de grises de forma que el más denso (tenga una unidad HU más alta) y se aproxime al blanco, mientras que el menos denso (unidad HU baja) se aproxime al negro. Por otro lado, sabemos que el ojo humano no es capaz de distinguir más de 40 escalones de grises aproximadamente. Por tanto, nuestro ojo, si ve 100 unidades HU con la misma tonalidad de gris, creerá que todo lo que está en el rango entre 0 y 100 es de la misma materia, lo cual es grave; ya que para nuestra vista será lo mismo cartílago, hígado, intestino, etc. Afortunadamente existe un truco para que esto no ocurra así. Representar en escalones de gris, solamente la parte de la escala que nos interesa. Supongamos que vamos a mostrar en nuestro monitor la parte correspondiente al rango entre 0 y +80. El gris medio corresponderá al 40; por encima de 80 todo será blanco y por debajo de 0 todo será negro. Ahora podemos ver diferencias, entre cada dos unidades (ya que suponemos que nuestro ojo diferencia cuarenta escalones de gris). A esta anchura o cantidad de valores HU, las cuales podremos seleccionar libremente en nuestro escaner, la llamaremos ventana. J.G.V

Página 168

FTM 2011



Supongamos que ahora lo que queremos es ver, con nuestra ventana de 80, la zona de grasa; pues simplemente la trasladamos, de forma que su límite superior será -20. Todo lo que tenga una HU superior a este valor, será blanco. El límite inferior será -100 y todo lo que esté por debajo de este valor será negro. Este truco de la ventana todavía es algo ambiguo, ya que sólo nos dice qué cantidad de unidades vamos a ver en escalones de gris, pero no nos dice en qué zona de nuestra escala está situado. Introduzcamos otro concepto nuevo, y éste va a ser lo que llamaremos centro o nivel. Este centro, o lo que es lo mismo el gris medio, nos va a indicar en qué valor HU se encuentra la mitad de la ventana. Resumiendo, cuando representamos nuestra imagen en alguna parte del monitor, vamos a indicar dos valores: la ventana, que nos indicará cuantas unidades CT representamos, y el centro, que nos dirá en qué parte de la escala nos encontramos.

Evidentemente se nos pueden presentar dos dudas: ¿Qué ventana es la más adecuada, para ver una cosa determinada? ¿Qué centro utilizar?

J.G.V

Página 169

FTM 2011



Contestaremos por orden a estas dos cuestiones: Supongamos un corte tomográfico del abdomen, con toda la diversidad de atenuaciones que ello conlleva. Si elegimos una ventana ancha, tendremos una visión generalizada de todas las estructuras, pero con poco detalle. y si la elegimos estrecha, no podrá serlo tanto que nos haga evidente el ruido de fondo de la imagen, y nos impida su diagnóstico. Por otra parte, en estructuras óseas, no podrá ser pequeña ya que la escala de dichas estructuras es muy amplia. Digamos que dicho valor será de compromiso entre estas dos consideraciones. Por supuesto, el centro estará en el valor HU de la estructura que queramos destacar sobre las demás. Para hacernos una idea de algunos valores estándar de ventana y centro, recomendamos leer la siguiente tabla

J.G.V

Región

Ventana

Centro

Base de Cráneo

240

35

Cerebro

120

35

Abdomen

400

35

Columna Dorso Lumbar

450

40

Orbita

240

35

Pulmón

400

700

Pelvis

450

40

Hígado/Páncreas

350

40

Columna Cervical

350

40

Silla Turca

240

35

Oído Interno

4000

300

Extremidades

350

40

Abdomen Pediátrico

240

35

Página 170

FTM 2011



FACTORES SELECCIONABLES DE UN TC. Los valores que se pueden seleccionar en un TC son varios : 1. Campo de medición (FOV): Existen dos tipos de campos el campo medido y el campo representado. *El campo medido: es el tamaño de apertura en el gantry, esto es, preparar los detectores necesarios para hacer la medición, los demás detectores (los que nos sobran) solo están preparados para recibir densidad aire. Si estos detectores recibieran Rx aparecerían artefactos por fuera de campo. *Campo de representación: se refiere a la parte del campo de medición que va a ser representada por el ordenador en el monitor. Una vez elegido el campo de medición ahora decidimos si se representa todo o una parte. El campo de representación debe ser lo más pequeño posible ya que determinara junto con la matriz el tamaño del pixel. 2. Tamaño de la matriz: Es la cuadricula donde se representa la imagen, su tamaño viene dado por el número de pixels e influye en la resolución espacial, a mayor tamaño mayor resolución 3. Grosor de corte: Es la 3ª dimensión en un corte de un TC. Voxel = tamaño pixel + grosor de corte. Influye en la resolución espacial a grosor de corte más fino mejor resolución espacial, por el contrario a cortes más finos mayor nº de cortes, mayor tiempo de reconstrucción, más ruido, y más calentamiento del tubo de Rx. 4. Tiempo de corte: Es un valor que el técnico debe de valorar según sea el paciente y el estudio a realizar. Se puede acortar el tiempo de corte si el barrido del tubo de Rx es incompleto o si la reconstrucción de la imagen se hace posterior a los cortes y no al mismo tiempo. 5. Kv y mAs: El Kv siempre es alto de 100 Kv a 150 Kv. El mA es lo único que se modifica en al practica para evitar el ruido a mas mA menor ruido. 6. Punto focal 7. Algoritmo de reconstrucción: Filtros

J.G.V

Página 171

FTM 2011



ARTEFATOS EN TOMOGRAFIA En este capítulo hablaremos de los artefactos que pueden aparecer en una imagen T .C. y de cómo evitarlo. Estos son parte integrante de nuestro sistema de exploración (naturaleza de los Rayos-X, física del sistema detector) y de las estructuras que vamos a encontrar en el cuerpo humano. El conocimiento de todas estas circunstancias y de cómo anularlas, va a redundar en la calidad de nuestra exploración. Sin más preámbulos, vamos a dividir estos artefactos en tres grandes grupos: A) Por razones físicas. B) Por movimiento. C) Por razones técnicas.

A) Artefactos debidos a razones físicas En este primer grupo vamos a encontrar varias causas por las que pueden aparecer artefactos, y éstos son: 1) Error por endurecimiento del haz. 2) Error por volumen parcial. 3) Error por inhomogeneidad en el eje z. 1) Error por endurecimiento del haz. Vamos a tratar de describirlo con un ejemplo gráfico.

J.G.V

Página 172

FTM 2011



En la proyección 1, la radiación de baja energía es filtrada por el cilindro de alta densidad B de igual forma que en la proyección 3 es filtrada por C. A pesar de ser corregido este error por las proyecciones 2 y 4, obtenemos una zona de falsa baja atenuación en A. Evidentemente, poco podríamos hacer en contra de este artefacto en cuanto a modificar algún parámetro en la exploración. Afortunadamente, en los equipos modernos este problema ha desaparecido casi en su totalidad. En unos, empleando filtros metálicos a la salida del haz de formas más o menos sofisticadas; en otros, corrigiendo matemáticamente la curva de atenuación real a la ideal de un sistema monocromático. 2) Error por volumen parcial. Está causado por estructuras no homogéneas y de alta densidad que están parcialmente introducidas en el haz y paralelo al eje de giro del sistema. Dos ejemplos típicos de este artefacto lo tenemos en la base de cráneo; entre los peñascos (barra Hounsfield) unión de artefacto de volumen parcial y endureci miento del haz; y el otro, las líneas que aparecen desde la cresta occipital interna sobre el parénquima. La forma de eliminar este artefacto es reduciendo la apertura del colimador. 3) Error por inhomogeneidad en el eje z. El tercer artefacto se puede dar, bien porque algún detector esté mínimamente desplazado hacia adelante o hacia atrás del eje Z, (en toda la corona de detectores no forma en su rotación un ángulo de 90º con el eje de giro) o bien porque el objeto no es homogéneo en dicho eje o está formado por estructuras más pequeñas que el grosor del Corte. El resultado es un emborronamiento de la imagen debido a la integración con las estructuras adyacentes. La forma de evitarlo, evidentemente, es reduciendo el grosor del Corte.

B) Artefactos debidos al movimiento Estos artefactos pueden ser debidos a: 1)Movimiento del paciente. 2) Movimiento del sistema.

J.G.V

Página 173

FTM 2011



Digamos que el más habitual es el primero; en el segundo poco podremos hacer, ya que será causado por una avería y habrá que proceder a su reparación. Para evitar el artefacto de movimiento, se podrán utilizar varios métodos o una combinación de ellos, como por ejemplo: inmovilización del paciente, sedación y tiempos de corte más rápidos. De todas formas, si existe una duda de que el artefacto es debido a una u otra razón, lo aconsejable es repetir el corte.

C) Artefactos debidos a razones técnicas Este último grupo lo subdividiremos en otros tres *Error de linealidad. *Error de estabilidad. * Error aliasing. El error de falta de linealidad. Un sistema es lineal, cuando para un objeto de atenuación homogénea y constante, es leído por todos los detectores en cada proyección el mismo valor de atenuación; para objetos del mismo material de doble, triple, etc., grosor que el primero, correponderán atenuaciones leídas en la misma proporción. El defecto de esta característica de linealidad, producirá: una variación de den sidad del centro hacia afuera, al explorar un objeto homogéneo, siempre que dicho defecto sea de todo el conjunto detector; si el defecto fuese de sólo algún elemento detector, aparecerían anillos parciales o rayas en la imagen. Pese a ser una avería del sistema, se puede corregir parcialmente disminuyendo la colimación. El error de estabilidad. Un sistema deja de ser estable cuando sufre variaciones de sensibilidad en algunos de sus elementos detectores; como con secuencia de esta alteración de sensibilidad, aparecerán anillos totales ( como una diana) o rayas según el tipo de explorador, y en general un posible aumento de ruido. La solución a este problema es calibrar el aparato; algunas máquinas tienen un sistema de autocalibración, que se puede realizar tan frecuentemente como lo considere el operador. Error aliasing: Este error es el típico que se produce en una exploración donde hay un elemento de gran densidad, como por ejemplo una prótesis metálica; o un elemento de contraste en gran concentración, como por ejemplo el estómago parcialmente lleno de contraste.

J.G.V

Página 174

FTM 2011



Este artefacto es reconocible ya que el elemento de alta atenuación produce un halo de falsa alta absorción, en una o varias direcciones. Para explicar un poco este fenómeno, supongamos que un objeto, que es prácticamente opaco a la radiación, que está excéntrico al campo de medición; en un instante, en el giro del conjunto detector-tubo, un elemento detector queda completamente, cegado por dicho objeto; en el instante siguiente, ese mismo detector recibe una gran energía, ya que el material es hipodenso. El resultado es que el conjunto detector electrónica asociada no es lo suficientemente rápido para detectar esa brusca variación y por tanto crean una sombra donde no existe. La reducción de este efecto es posible situando el material hiperdenso lo más cerca posible del centro del campo de medición, y aumentando el número de proyecciones, para así corregir esta falsa medición un número de veces mayor. Algunos modelos de exploradores tienen adicionalmente correcciones matemáticas para este artefacto.

J.G.V

Página 175

FTM 2011



PARTE III RECONSTRUCCIONES EN TOMOGRAFIA RECONSTRUCCIONES El desarrollo de las nuevas generaciones de equipos de TAC helicoidal multicorte en los últimos años, junto con la mejora de los soportes informáticos ha supuesto una espectacular evolución en el procesado de imagen y la expansión de las imágenes tridimensionales, generándose este tipo de imágenes en menor tiempo y con mayor resolución. Para lograr imágenes tridimensionales de calidad es necesaria una correcta adquisición de los datos axiales, lo que en los equipos de última generación podemos conseguir en un corto espacio de tiempo. Este volumen de datos obtenido se transfiere a una estación de trabajo donde se procesarán las imágenes axiales para obtener reconstrucciones multiplanares y 3D, otros. Las imágenes en 3D pueden ser generadas por una gran variedad de algoritmos de reconstrucción. Las técnicas más usadas son: PMI (Puntos de Máxima Intensidad), representación de superficie (shaded surface display) y representación volumétrica (volume rendering) Debido a los avances tanto en hardware como software que se han producido en los últimos años, se ha producido un cambio en la concepción de lo que el TAC significaba. Ya no se trata de la presentación de imágenes axiales bidimensionales; hoy en día, se pueden presentar estudios en los diferentes planos del espacio en 2D (multiplanares-MPR), pero además podemos generar objetos en 3 dimensiones ofreciendo nuevas posibilidades diagnósticas, permitiendo la observación de estructuras desde infinidad de ángulos, aquí vamos a desarrollar todo los tipos de reconstrucciones y utlidades.

J.G.V

Página 176

FTM 2011



RECONSTRUCCIÓN DE IMÁGENES TRIDIMENSIONALES La reconstrucción 3D es el proceso mediante el cual, objetos reales, son reproducidos en la memoria de una computadora, manteniendo sus características físicas (dimensión, volumen y forma). Existen dentro de la visión artificial, multitud de técnicas de reconstrucción y métodos de mallado 3D, cuyo objetivo principal es obtener un algoritmo que sea capaz de realizar la conexión del conjunto de puntos representativos del objeto en forma de elementos de superficie, ya sean triángulos, cuadrados o cualquier otra forma geométrica. El empleo de imágenes 3D es en la actualidad una herramienta novedosa y muy utilizada en el campo de la medicina, tanto en tomografía como en resonancia magnética. Existen muchas formas de trabajar con las imágenes tridimensionales. De manera detallada, se examinaran cada una de las etapas por las que debe atravesar la imagen para convertirse en una adquisición 3D,los tipos de reconstrucción mas utilizados, y su aplicación en el marco de la medicina actual. Etapas en la reconstrucción 3D El empleo de imágenes 3D es un novedoso recurso con el que cuenta el medico para evaluar mas sutilmente diversas patologías. Para su reconstrucción existe una metodología con un razonable grado de automatización en este proceso, presentando diferentes etapas: 1. Obtención y procesamiento de la imagen En general las imágenes no se encuentran bien definidas, presentando ruidos y fantasmas y conteniendo otros cuerpos que no son de interés para la simulación. Es en esta etapa en donde se deben eliminar tanto las imperfecciones como los demás componentes. Para la eliminación de los ruidos como para enfatizar las fronteras entre el cuerpo de interés y los demás, se tiene en cuenta lo siguiente:

J.G.V

Página 177

FTM 2011



• En primer paso, para cualquier tipo de reconstrucción 3D, se efectúa la obtención habitual de imágenes tomográficas. Se utilizan diferentes filtros respecto al tipo de estudio y a la estructura anatómica que se desea observar. Para el caso de la reconstrucción 3D las imágenes deben adquirirse con filtro de partes blandas, en cualquier tipo de estudio, por lo que por ejemplo en el caso que se realice una reconstrucción de partes óseas, inicialmente se adquiere el estudio con su filtro correspondiente y luego se efectúa una nueva reconstrucción de esas imágenes con filtro de partes blandas, las cuales van a ser utilizadas para realizar la 3D. La función de este tipo de filtrado consiste en poder eliminar artefactos causados principalmente por los rayos duros (haz de rayos X de gran penetración en la materia, es decir, con alta capacidad para introducirse en la misma) en estudios de partes óseas. . Otro punto importante en la adquisición es tener en cuenta el valor del intervalo. Por ejemplo, si se adquiere un estudio determinado con un espesor e intervalo de 5, ese mismo estudio para poder luego convertirlo en una imagen 3D se debe adquirir manteniendo el espesor, pero disminuyendo a la mitad el intervalo, es decir, con 5 de espesor y 2.5 de intervalo. [1] Esto, permite eliminar la anisotropía que puede contener cada uno de los vóxels y de esta manera obtener una buena calidad en la imagen reconstruida. Una vez obtenida la imagen, la misma es transferida inmediatamente a la denominada work station (estación de trabajo en donde confeccionan la 3D los médicos radiólogos, tecnólogos médicos, otros profesionales), en donde se efectuaran las siguientes etapas

2. Extracción de la superficie del cuerpo, técnica de segmentación de la imagen Una vez obtenido y transferido el estudio a la Work Station, comienza a modelarse la tridimensionalidad. Procesada la imagen, es necesario detectar la superficie que delimita el cuerpo de interés. Se trata quizás de la etapa más delicada desde el punto de vista de obtener un algoritmo robusto y automático. La técnica de segmentación se define como el proceso de selección de datos que serán incluidos o excluidos de una imagen volumétrica 3D.

J.G.V

Página 178

FTM 2011



Los métodos para llevarla a cabo varían ampliamente dependiendo de la aplicación específica, tipo de la imagen, entre otros factores como el ruido, volúmenes parciales y movimientos en la imagen, que también pueden tener consecuencias significativas en el desempeño de los algoritmos de segmentación. En la mayoría de los casos, la segmentación se utiliza para separar diversas estructuras que posean similar densidad mediante un procedimiento manual o automático, obteniendo así la región anatómica a evaluar.

Reconstrucción 3D

Segmentación

En el ejemplo anterior, la representación tridimensional de las imágenes tomográficas encefálicas, demuestra los huesos de alta densidad. Por medio de la segmentación los componentes previamente encubiertos pueden ser observados habiendo quitado toda su parte ósea.

J.G.V

Página 179

FTM 2011



Entre los distintos tipos de segmentación encontramos: la segmentación manual, semiautomática y la automática. Entre ellas existe una relación, que puede ir desde la delineación manual completa de una estructura anatómica, hasta la selección de uno o más puntos iníciales para un algoritmo. • Segmentación automática: Se halla definida por el programa, que de acuerdo al software del mismo, contiene diversas herramientas para su utilización. En el caso del software MX VIEW de PHILIPS se obtiene mediante la herramienta TISSUE DEFINITION, ubicada en el menú del programa, que permite seleccionar distintos tipos de tejidos para su reconstrucción mediante el TRESHOULD o UMBRAL que determina el rango de Unidades Hounsfield con las que se desea trabajar. Si bien estos rangos se hallan establecidos por el programa utilizado, el operador puede modificarlos según su criterio estableciendo diferentes rangos de ventaneo. . Existen dos maneras de determinar el umbral deseado: Una posibilidad es seleccionando la región de interés (ROI) mediante un clic sobre la misma, generando que esa zona adquiera una tonalidad determinada (elegida por el usuario, en este ejemplo: rojo), permitiendo resaltar la estructura deseada;

J.G.V

Página 180

FTM 2011



Segmentación automática y manual mediante ROI • O bien se puede realizar la segmentación mediante la herramienta anteriormente mencionada, en donde se puede seleccionar: parénquima pulmonar, partes óseas, regiones vasculares, entre otras.

Por ejemplo, en este caso lo que se desea estudiar es solo su región externa, por lo que se seleccionara la ventana ósea, es decir, adquiere las Unidades Hounsfield (HU) que correspondan a hueso (200 HU-1000 HU) Si además se desea observar superficialmente la región del cráneo de este mismo paciente, se selecciona otro tipo de ventana que permita contener la opción de reconstruir la piel del caso anterior. Teniendo ambas reconstrucciones realizadas, se pueden superponer las imágenes, logrando aumentar el nivel de información. Esta técnica de superposición se utiliza solo en la reconstrucción volumétrica generalmente para el caso de patologías y su futura intervención, permitiendo a los cirujanos tener una perspectiva más amplia y precisa acerca de la ubicación de la lesión. • Segmentacion manual: Permite delimitar la imagen manualmente ya sea para considerarla como la ROI o para quitar estructuras indeseadas.

J.G.V

Página 181

FTM 2011



• Segmentación semi-automática: Comprende los mismos parámetros que las anteriores técnicas con la diferencia que se realiza un ventaneo manual, es decir que a través del movimiento del Mouse (arriba-abajo) se ventanea la imagen provocando la elección de las partes anatómicas a evaluar, permitiendo tener más de un objeto de interés en la reconstrucción.

Etapas en proceso semi-automático Realizada la segmentación, el equipo informático es el encargado de efectuar las siguientes etapas de conformación de las imágenes 3D, las cuales comprenden la interpolación y generación de las mallas:

J.G.V

Página 182

FTM 2011



PROCESO DE INTERPOLACIÓN Los contornos obtenidos en la etapa precedente deben ser alineados en pila y en caso de que la resolución sea insuficiente, se requiere aplicar un algoritmo de interpolación entre datos para todas las dimensiones deseadas, permitiendo obtener así una verdadera representación implícita de los objetos de interés en el volumen real. Para hacer posible su visualización 3D se hace necesario obtener un recubrimiento triangular para lo que se utilizan generalmente mayas de elementos simples cuyos vértices son puntos conocidos, de forma que se cubra completamente el dominio de interés. GENERACIÓN DE LA MALLA Tras la obtención de la superficie implícita interpolada viene la etapa del modelado geométrico que nos permitirá una representación compacta de la estructura y su posterior visualización tridimensional mediante algoritmos convencionales. De esta manera, la superficie definida en el paso anterior es transformada en una malla de superficie, de tamaño y calidad adecuados, utilizando elementos tipo tetraedros. Uno de los métodos mas utilizados para la generación de la malla es el algoritmo de Watson que permite obtener la “triangulación Delaunay” a través de un conjunto de puntos para cualquier dimensión del espacio.

J.G.V

Página 183

FTM 2011



Figura III: Ejemplo de la triangulación Delaunay Esta triangulación se usa como forma de estructurar los puntos o vértices detectados, quedando cada uno de ellos conectado a sus vecinos más próximos. (Figura III) Para el caso de los vóxels, el procedimiento es el mismo, quedando conformada la siguiente malla tridimensional.

Detalle de la triangulación Delaunay

Se sabe que el método Delaunay genera siempre algunos elementos de muy mala calidad, producto en general del proceso de recuperación de la superficie. Para eliminar las irregularidades existentes en el área obtenida (causadas fundamentalmente por la poca precisión de la tomografía), se somete a la malla a un proceso de suavizado que conduce a una malla final, como la indicada en la siguiente figura.

J.G.V

Página 184

FTM 2011



Detalle de la triangulación obtenida con el proceso de suavizado Finalmente, se obtiene una malla de volumen, en donde se discretiza el volumen interior de una superficie cerrada.

Detalle de la malla de volumen.

J.G.V

Página 185

FTM 2011



Un procedimiento enteramente análogo al descrito en esta sección ha permitido reconstruir parte de la arteria aorta. La siguiente figura presenta la visualización de esta reconstrucción.

Reconstrucción de la aorta abdominal

EN RESUMEN EL TRATAMIENTO DE LAS IMÁGENES 3D Las operaciones con imágenes 3D se pueden clasificar según tres puntos básicos: preprocesado, procesado y postprocesado. Tanto el preprocesado como el procesado se realizan en la consola del Ct, mientras que el postprocesado se realiza por medio de una estación de trabajo 1.-PREPROCESADO Las operaciones de preprocesado van dirigidas a la obtención del volumen a estudio. El preprocesado de datos comprende dos pasos como son el posicionamiento del paciente y la adquisición de los datos. Colocación del paciente Es el primer paso en toda exploración. El fundamento de todo buen estudio se basa en la correcta colocación del paciente sobre la mesa de tal forma que la zona a explorar esté totalmente sinclítica e inmóvil. Para ello debemos considerar la comodidad del paciente (cuñas en las piernas, almohadas, etc... ya que de esta depende la colaboración del mismo.

J.G.V

Página 186

FTM 2011



Será importante el entrenamiento del paciente, en cualquier exploración que necesite una especial colaboración, como por ejemplo a la hora de realizar apneas o cualquier otro tipo de acción requerida para la correcta adquisición de la imagen (inyección de contraste intravenoso, fonación, deglución de contraste oral, etc...). Adquisición de la imagen Una vez colocado correctamente el paciente, el segundo paso es realizar una buena adquisición de los datos que se basa en la obtención de las imágenes en 2D. Para ello contamos con equipos TAC helicoidales que han mejorado tanto en “hardware” como en “software” de tal forma, que hoy en día se consiguen realizar exploraciones de forma mucho más rápida (lo que provoca un calentamiento mínimo del tubo de rayos), siendo notable la mejora cuantitativa y cualitativa del área a estudio incluyendo la obtención de cortes finos en zonas anatómicas más extensas [4]. Estas mejoras son las que han facilitado el desarrollo tan espectacular que se ha conseguido en la obtención de imágenes en 3D. Las características de la adquisición de la imagen varían según el tipo de estudio, sin embargo, hay unos puntos comunes que se dan en todos ellos: - Obtención de cortes finos de alta calidad: mejora cuantitativa y cualitativa del área de estudio favoreciendo una mayor resolución de la imagen en 3D. - Alta velocidad: evitamos el movimiento voluntario (deglución, apnea,...) o involuntario (transito intestinal, movimiento cardiaco,...) del paciente al mismo tiempo que conseguimos aunar la adquisición de los datos junto con la entrada de contraste intravenoso y obtener la mayor concentración de contraste en el punto deseado (en caso de que sea necesario, por ejemplo en un estudio vascular). - Filtro de reconstrucción: debe ser adecuado para cada tipo de estudio. Los filtros van en orden de menor a mayor dureza. 2.- PROCESADO El procesado de datos comprende dos pasos que son la visualización y la reconstrucción de los datos. J.G.V

Página 187

FTM 2011



Visualización Contiene los procesos de asimilación y comprensión de las imágenes 2D (tanto los cortes axiales como los multiplanares). Reconstrucción La reconstrucción se realiza por medio de un algoritmo que transforma un volumen de datos en otro [4]. Las características que se le den a la imagen, determinaran la calidad de las imágenes 3D. Actualmente no es un paso estrictamente necesario ya que se puede adquirir directamente con la calidad necesaria para poder realizar un 3D, sin embargo en Ct helicoidales de primera y segunda generación será necesaria una reconstrucción para poder obtener resultado óptimos. En la tabla 2 se puede apreciar los diferentes parámetros con los que se tendrían que hacer una exploración de un tobillo para que se pudiesen obtener imágenes 3D de gran calidad. Reconstrucción

Tipo de hélice

Pitch Espesor Intervalo Filtro

Fused

1

Tiempo Espesor Intervalo

Ultra Fast 13.5

1

2

B

13

0.7

1.25 mm

0.63 mm

Bone

No necesita

10 sg

Tabla 2: Parámetros par una exploración de tobillo en Ct helicoidal Dual y Ct helicoidal matricial Para que las imágenes reconstruidas puedan ser de utilidad, hay que tener las siguientes precauciones: - No cambiar el intervalo entre las imágenes, siempre se ha de reconstruir al mismo intervalo. - El centro de reconstrucción ha de ser el mismo en todas las imágenes. - También es necesario mantener igual el FOV en todas las imágenes.

J.G.V

Página 188

FTM 2011



3.- POSTPROCESADO Comprende las acciones dirigidas al montaje y análisis de la imagen 3D. Montaje 3D Una vez obtenidas las reconstrucciones de los cortes axiales se suman una a una y con el resultado de esta operación se obtendrá una imagen en 3D, este proceso es automático y se realiza por medio de la estación de trabajo. Manipulación del 3D Se compone de las operaciones dirigidas a la transformación de la imagen 3D. El primer paso ha de ser seleccionar un protocolo adecuado para el tipo de estructuras que deseemos estudiar, gracias a una gran cantidad de herramientas (recorte, aplicación de umbrales...) podremos aislar las diferentes estructuras y quedarnos sólo con las que necesitemos, este tipo de herramientas se basa en el grado de opacidad de cada estructura, podemos obtener así imágenes 3D en las que sólo veamos hueso, vísceras, complejos vasculares, etc... Análisis Una vez manipulada la imagen en 3D se llega a una comprensión del estudio en todo su conjunto (2D y 3D). Para llegar a una perfecta evaluación de la imagen en 3D se dispone de herramientas como dar la vuelta a la imagen, atravesarla, analizar el volumen de una vaso e incluso navegarla, y todo ello en tiempo real, lo que supone un ahorro de tiempo considerable.

LA INTRODUCCIÓN PARA EL LENGUAJE DE IMAGEN TRIDIMENSIONAL CON MULTIDETECTOR La reciente proliferación de las filas de los detectores de la tomografía computarizada (CT) ha conducido a un incremento en la creación y la interpretación de imágenes en aviones aparte del avión axial tradicional. Las aplicaciones tridimensionales poderosas (3D) mejoran la utilidad de datos detallados de CT sino que también crea confusión entre radiólogos, tecnólogos, y referente a clínicos al tratar de describir un método particular o un tipo de imagen.

J.G.V

Página 189

FTM 2011



Los protocolos del examen de diseño que optimizan la calidad de datos y la dosis de la radiación para el paciente requieren familiaridad con los conceptos de colimación de la viga y de capítulo como tengan aplicación para la fila del detector CT. Una comprensión básica del tiempo limitó naturaleza de datos de proyección y la necesidad para el capítulo dado, reconstrucción axial para aplicaciones del 3D hay que usar los datos disponibles eficazmente en la práctica clínica. Los datos axiales de reconstitución pueden usarse para crear imágenes poco axiales de Dos dimensiones por medio de la reformación del multiplanar. Multiplanar en el que las imágenes pueden ser expresadas en forma de trozos rectangulares con técnicas de proyección como el promedio, máximo, y la proyección mínima de intensidad; La suma del rayo Y el volumen dando. Asignando un espectro lleno de valores de opacidad y aplicando color al sistema de clasificación del tejido fino, dar volúmenes provee un set robusto y versátil de datos para aplicaciones adelantadas de la imagen. Los avances de paralelo que han estado hechos en las áreas de CT que la adquisición y el software de procesamiento de imagen es de grán importancia comparable, desde posprocesamiento no puede mejorar las restricciones finitas de los datos adquiridos de CT y los paradigmas innovadores del imagen son necesarias para optimizar el uso de datos exquisitos y voluminosos. Los siguientes ejemplos están pensados como un guía para la terminología comúnmente usada a los datos adquirientes y manipuladores de CT para crear imágenes del multiplanar y 3D. Los temas específicos discutidos son colimación; Los datos de proyección; La reconstrución de datos; El espesor de capítulo y el intervalo; El espesor nominal y efectivo de capítulo; Los datos volumétricos se sedimentan; La reformación del multiplanar; La reformación curvada del planar; La proyección de promedio, máxima, y de intensidad mínima; El despliegue disfrazado de la superficie; El volumen dando; Y la segmentación. Aunque los aspectos técnicos de datos que la adquisición discutió son específicos para CT, muchos de los principios postprocesadores tienen aplicación para la resonancia magnética (MR) imagen igualmente. Vamos a recordar algunos puntos importantes, que ya fueron descritos en este manual practico de tomografía (parte 1 y 2).

J.G.V

Página 190

FTM 2011



GENERALIDADES Los datos de una imagen médica digital son adquiridos y manipulados en una matriz de volumen de elementos llamada vóxeles. Una imagen se construye analizando cada vóxel y proyectando el resultado en una superficie bidimensional subdividida en elementos de imagen llamadas píxels. Uno de los problemas que debemos resolver para obtener imágenes tridimensionales es el de intentar ver una imagen en tres dimensiones sobre una superficie de dos dimensiones (pantalla del ordenador, placa,...). Para solucionar este problema el ordenador traza unas líneas o “rayos” (“ray”, en términos anglosajones) que atraviesan el volumen a estudio, analizan los valores del conjunto de vóxeles que atraviesa obteniendo un único valor y conformando la imagen que veremos [1-4]. Como veremos más adelante, según la técnica de representación tridimensional que utilicemos, estos rayos que atraviesan el conjunto de voxels analizarán unas u otras características de éstos que influirán en la imagen final (su intensidad, el valor promedio de su señal, etc).

MODOS DE RECONSTRUCCION DE IMAGEN Como se ha indicado al inicio de la exposición, la imagen tridimensional obtenida estará en función de las características que sean analizadas por el conjunto de vóxeles atravesados por el “rayo” para formar la imagen en una superficie plana. En la actualidad existen tres grandes sistemas de formación de imágenes tridimensionales: a) La representación de superficie en la que únicamente se representan los elementos de la superficie del volumen a estudio mediante técnicas de sombreado. b) La representación de puntos de máxima intensidad (PMI) en la que se selecciona únicamente el valor de máxima intensidad a lo largo del “rayo”. c) La representación volumétrica, en la que se integran todos los valores de los vóxeles para formar la imagen. A continuación describiremos cada una de estas técnicas de una manera más detallada, pero antes es muy importante recordar estos puntos.

J.G.V

Página 191

FTM 2011



LA COLIMACIÓN El concepto de colimación es relativamente franco con soltero – la fila del detector CT Con el soltero – la técnica de la fila del detector, la colimación se refiere al acta de tamaño controlante de la viga con una abertura metálica cerca del tubo, por consiguiente determinando que la cantidad de tejido fino expuso para la viga de rayos x como el tubo alterna alrededor del paciente (1,2) Así, en soltero – la fila del detector CT, hay una relación directa entre el espesor de colimación y de capítulo. Porque la colimación de término puede ser usada en varias vías de entrada diferentes – fila del detector CT, es importante para distinguir entre colimación de la viga y colimación de capítulo.

COLIMACION DE VIGA (Beam) La colimación de la viga es la aplicación del mismo concepto de colimación de una sola fila de detector en CT para la fila del detector CT. Un colimador cerca del tubo de rayos X es al que se ajustó determinado el tamaño de la Bean tendente a través del paciente. Porque los canales múltiples de datos son adquiridos simultáneamente, la colimación de la viga es usualmente mayor que espesor reconstruido (3) de capítulo. Cuando un escáner de 16 canales es usado, por ejemplo, uno de dos trasfondos es seleccionado para la mayoría de aplicaciones (figura 1). La colimación estrecha expone sólo los elementos pequeños centrales del detector. El sistema de adquisición de datos monitorea los circuitos que transmiten datos del detector y datos de colectas únicos de los elementos pretendidos (4,5). La colimación más ancha puede exponer el conjunto imponente entero del detector. A diferencia de la colimación estrecha, en cuál los elementos centrales es probado individualmente, con colimación ancha que los 16 elementos centrales son arreglados en pares o binned, con tal que datos como si fueron ocho elementos mayores (6). Los cuatro elementos mayores adicionales en cada fin del detector forman en orden entonces el total completo de 16 canales de datos. En este ejemplo, la colimación de la beam sería 10 mm en el trasfondo estrecho o 20 mm en el trasfondo ancho. Porque el beam que la colimación combinó con desplazamiento de la mesa determina la cantidad de reportaje de z-axis por la

J.G.V

Página 192

FTM 2011



rotación, también ayuda a determinar el largo de tejido fino o “ el reportaje de volumen ” que se escudriñó dentro de un período dado (3). La colimación mayor de la beam permite alcance mayor de volumen dentro de las restricciones de tiempo de un agarre dado de respiración o inyección del material de contraste. Un punto importante es eso, al igual que con sola – la fila del detector CT, colimación estrecha en cuatro y de 16 canales – fila del detector CT que típicamente los resultados en dosis más alta de la radiación para el paciente compararon con colimación ancha (7,8).

Figura 1. Dirija emisiones de colimación en CT de 16 capítulos. beam de la B, _ el colimador C, el sistema de adquisición de datos DAS, los elementos del detector de DELAWARE, el tubo T. La colimación (uno) Estrecha expone sólo los elementos centrales pequeños del detector. La colimación (b) Ancha expone todos los elementos del detector. Los elementos centrales pequeños son arreglados en pares o “ binned ” a fin de que cada par actúa como un elemento mayor

J.G.V

Página 193

FTM 2011



Figura 2 Seccione colimación adentro – la fila del detector CT. La colimación (uno) Estrecha está coordinada con el sistema de adquisición de datos (DAS) para permitir uso de los elementos centrales pequeños (DELAWARE) del detector individualmente, resultando en 16 capítulos con un espesor de 0.6 mm cada uno. Este trasfondo permite reconstitución de datos hasta un espesor de capítulo de 0.6 mm. (b) Wide que la colimación está coordinada con el sistema de adquisición de datos (DAS) para parear los elementos del detector (DELAWARE) de 16 partes pequeñas de central y uso los ocho elementos periféricos individualmente, resultando en 16 capítulos con un espesor de 1.2 mm cada uno. Este trasfondo permite reconstitución de datos hasta un espesor de capítulo de 1.2 mm.

EL CAPITULO DE COLIMACION El concepto de colimación de capítulo está más complicado pero vital entendiendo el potencial de la fila del detector CT. Uno de los componentes cruciales De la fila del detector en CT es un conjunto imponente del detector que permite partición del incidente los rayos x resplandecen. En el múltiplo subdividieron canales de datos (3).

J.G.V

Página 194

FTM 2011



La colimación de capítulo define la adquisición según los capítulos axiales pequeños que se reconstruyó de los datos tan determinados por cómo los elementos individuales del detector se usan para canalizar datos. Como opuesto para dirigir emisiones de colimación, cuál determina reportaje de volumen, la colimación de capítulo determina el espesor mínimo de capítulo que se reconstruyó de una adquisición dada de datos. Usar el anterior ejemplo de un escáner de 16 canales, nos dejó dar por supuesto que los elementos centrales pequeños del detector son 0.625 mm y los elementos periféricos grandes son 1.25 mm. El tamaño de los elementos expuestos y la forma en la cual los datos son probados de ellos por el sistema de adquisición de datos determinan las propiedades físicas de la proyección que los datos solieron generar imágenes axiales (4,6,8). Cuando la colimación estrecha es aplicada (en este ejemplo, una anchura de la viga de incidente de 10 mm), los elementos pequeños centrales del detector son a los que se trató individualmente por el sistema de adquisición de datos (FIGURA 2).

Esta forma de adquisición permite reconstitución de capítulos axiales de tan en trozos pequeños como los elementos centrales del detector, o una colimación de capítulo de 0.625 mm, Cuando la colimación ancha (20 mm en este ejemplo) de la viga es usada, los elementos centrales están acoplados a fin de que dos elementos 0.625-mm son probados como un solo elemento 1.25-mm y los elementos periféricos 1.25-mm son probados individualmente, resultando en una colimación de capítulo de 1.25 mm. A un resultado, los capítulos axiales no pueden ser reconstruidos Así, la colimación de capítulo, Está definido por el tamaño efectivo de los canales de los datos probados por el sistema de adquisición de datos (los elementos individuales o acoplados del detector) y determina el espesor mínimo de capítulo que se reconstruyó en un modo dado de adquisición. “El espesor efectivo de la fila del detector ” es otro término que se ha usado para describir colimación de capítulo (8)

J.G.V

Página 195

FTM 2011



Si una rutina examen abdominal interpretó en derrames de espesor de capítulo 5-mm un descubrimiento y el radiólogo o el cirujano le gustarían detallado las imágenes del coronal, entonces el capítulo que la colimación determina ya sea que los datos pueden ser reconstruidos para 0.625-mm o que espesor de capítulo 1.25-mm a provee un set nuevo de datos para las imágenes reformadas. Aunque puede ser tentador para usar la colimación de capítulo menor disponible rutinariamente, esto puede aumentar dosis de la radiación para el paciente (particularmente con cuatro para escáneres de 16 canales) (7,8). Así, la colimación de capítulo es una consideración importante en diseñar protocolos con – la fila del detector CT, como la anticipada necesidad pues los datos isotropicos deben ser simétricos con consideraciones de la dosis de la radiación. La colimación de capítulo y la cantidad de canales de datos usados durante la adquisición de datos están descritas por el término “ la configuración del detector.” Por ejemplo, la configuración del detector para un escáner de 16 canales adquiriendo 16 le canaliza de datos, cada uno 0.625 mm grueso, está descrita como 16 x 0.625 mm. El mismo escáner también podrían adquirir datos por configuraciones diferentes utilizadoras del detector, incluyendo 16 x 1.25 mm y 8 x 2.5 mm del detecto. J.G.V

Página 196

FTM 2011



La configuración también describe la relación entre la colimación de capítulo y de la viga, desde viga La colimación puede calcularse como el producto de la colimación de capítulo y el número de datos que los canales usaron (5,8). Aunque sección las reseñas para la colimación fina y gruesa cambian entre vendedores diferentes, los principios generales son aplicables para todos los escáneres. La correlación entre la colimación de la viga y la colimación de capítulo en los tipos diferentes de escáneres de 16 canales es demostrada en el Table.

Figura 3 La reconstitución de imágenes axiales de datos de proyección. Los datos de proyección son nunca mirados directamente. Más bien, están acostumbrados a generar imágenes axiales. Adentro – la fila del detector CT, imágenes usadas para la interpretación axial primaria usualmente tiene un espesor de capítulo varias veces mayor que el espesor mínimo disponible y puede ser llamado “ los capítulos gruesos.” Los capítulos.” Sin embargo, las imágenes axiales también pueden ser generadas con un espesor más pequeño de capítulo, tan determinado por la colimación de capítulo. Éstos son “ capítulos ” usualmente “ ralos ” llamados y son esenciales para crear multiplanar reformateado y las imágenes 3D.

J.G.V

Página 197

FTM 2011



REPRESENTACIÓN DE SUPERFICIE: La representación de superficie o de superficies sombreadas fue la primera técnica de representación tridimensional aplicada al diagnóstico médico [desarrollándose en la década de los ‟70]. Esta técnica es un proceso mediante el cual se determinan superficies aparentes en el interior del volumen de datos, obteniéndose una imagen representando las superficies derivadas. Trata el objeto 3D como si fuese totalmente opaco. El valor del sombreado para un vóxel está definido por la orientación original de la superficie y la localización del vóxel. El resultado se asemeja a la adquisición de una fotografía de un objeto con un foco de luz situado en un punto determinado y el valor de la sombra definido por el ángulo de la luz reflejada. Al mismo tiempo se puede modificar la localización del foco de luz y la cantidad de la luz ambiental. Como consecuencia, la imagen 3D vista con la reconstrucción de superficie muestra sólo la parte externa del objeto, no pudiéndose analizar las estructuras internas del objeto estudiado. Por tanto, si representamos una estructura ósea, podremos examinar su superficie, pero no el hueso trabecular si realizamos un “corte” sobre la misma. Por lo tanto, es sencillo comprobar cómo al representar únicamente los datos de la superficie del objeto, estamos “desperdiciando” una gran cantidad de datos del volumen que disponemos (aquellos que representan las estructuras internas del objeto). De hecho, en ésta técnica se utiliza menos del 10% de los datos disponibles. A cambio, al manejar pocos datos, presenta como ventaja una velocidad superior a otras técnicas en la representación 3D y en el manejo de la imagen (giros, etc).

J.G.V

Página 198

FTM 2011



DATOS DE PROYECCIÓN Los datos de proyección son el producto de la inicial de adquisición de CT antes de la proyección filtrada de la espalda y la interpolación longitudinal necesaria para crear capítulos reconstruidos axiales. Los datos de proyección constan de integrales de la línea y son nunca mirados directamente pero se usan para generar imágenes axiales. Hay varias razones para reconocer datos de proyección en la práctica clínica: Las propiedades (uno) Espaciales de la proyección que los datos están definidos por escanden adquisición y no pueden estar alteradas subsiguientemente. (B) Only que los datos de proyección se usan para reconstruir imágenes axiales, tan cualquier reconstitución retrospectiva de datos requiere vía de entrada para los datos de proyección. (C) los datos Proyección no son usados en seguida para crear imágenes del 3D. (D) Las más veces, no es práctico para archivo estos sets grandes de datos, así es que gane acceso a para generar sets volumétricos de datos es el tiempo limitado. Las restricciones finitas de los datos de proyección lo hacen necesario para anticipar cuáles aplicaciones son probablemente para ser de ayuda en la interpretación de un tipo particular de examen antes de que es realizado tan que los datos con la z-axis requerida o “ a través de avión ” la resolución espacial están disponibles (1) Cuándo las reformaciones del 3D son probablemente para tener buenas consecuencias, apropiadas reconstituciones de capítulo ralo deben ser realizadas antes de los datos de proyección es suprimido Con esto en la mente, la rutina que la reconstitución secundaria de datos puede ser realizada para ciertas categorías de exámenes. Aumentar la aptitud de almacenamiento de datos del escáner puede prolongar accesibilidad para los datos, disminuyendo las oportunidades de frustración que puede ocurrir cuando reconstitución adicional de imagen gusta después de los datos de proyección está ya no disponible.

J.G.V

Página 199

FTM 2011



Figura 4. Los efectos indicados en los intervalos de reconstruccion. (Uno) el set de datos Contiguo reconstruido con un espesor de capítulo y un intervalo de 2.5 funciones reformateadas en mm. Coronal de imagen un contorno dentado cortical debido a artefacto del paso de escalera. (B) el set de datos Imbricado reconstruido con un espesor de capítulo de 2.5 mm pero con el intervalo disminuido para 1.25 mm, un traslapo de 50. Tal traslapo minimiza artefacto de paso de escalera y mejora demostración de una fractura de los ramus (la punta de flecha) directamente púbicos superiores.

J.G.V

Página 200

FTM 2011



DATOS DE RECONTRUCCION La reconstitución de datos o de imagen se refiere al proceso de imágenes axiales generadoras de datos de proyección (el Higo 3). Los sets axiales de datos pueden ser mirados para la interpretación o pueden estar acostumbrado a crear imágenes del multiplanar o 3D. Esto toma progresivamente algoritmos sofisticados de interpolación que tienen en cuenta redundancias en datos que traslapa, los efectos de mesa aceleran, y la variabilidad geométrica de la salida del tubo de la viga del cono (5,9,10). El intervalo de capítulo de espesor, de reconstitución, el campo de vista, y la semilla convolutional (el algoritmo de reconstitución) deben estar especificados cada vez que los datos son reconstruidos. Las reconstituciones múltiples de datos pueden ser realizadas automáticamente por varias razones, como incluir ambos softtissue y las semillas del pulmón del pecho o proveer un set de La reconstitución retrospectiva adicional de datos puede ser realizada mientras la protuberancia datos permanecen disponibles (2). EL CAPÍTULO THICKNESS E INTERVALO El espesor de capítulo es el largo de cada segmento de datos a lo largo del axis de la z usado durante la reconstitución de datos para calcular el valor de cada pixel en las imágenes axiales a través de una combinación de interpolación helicoidal y los algoritmos filtrantes z (3,4,10 – 1) Esto determina que el volumen de tejido fino que será incluido en el cálculo para generar el valor de la unidad Hounsfield asignó para cada uno de los pixels que inventan la imagen (13) El intervalo de reconstitución o el incremento se refiere a la distancia a lo largo del axis de la z entre el centro de una reconstitución transversal (axial) y lo siguiente. El intervalo es independiente de espesor de capítulo y puede ser seleccionado arbitrariamente desde que no está limitado por ahí escande adquisición (2,14). Cuando el espesor de capítulo y el intervalo son idénticos, las imágenes se considera - están contiguas. En algunos casos, como T de alta resolución del pecho, una parte pequeña secciona espesor es seleccionado para proveer resolución espacial alta pero puede ser probado grandemente los intervalos a través del pulmón para obtener una calaña representativa con un número limitado de imágenes (eg, 1-mm seccionen espesor en un intervalo 10-mm).

J.G.V

Página 201

FTM 2011



Tales imágenes discontinuas son apropiadas para evaluar enfermedad generalizada del parenquima en los pulmones, pero los nódulos del pulmón fácilmente pueden hacer falta. Pues 3D imagen, un intervalo indicado está usualmente seleccionado, querer decir que el intervalo es más pequeño que el espesor de capítulo, usualmente por 50 % (figura 4) (14–17). Por ejemplo, los capítulos 1.25-mm Puede estar reconstruido cada 0.625 mm La redundancia de datos a lo largo del axis de la z resulta en coronal suave o reformaciones sagitales. Aunque el espesor de capítulo está limitado por el capítulo que la colimación hizo una selección para escande adquisición, la reconstitución que el intervalo no está limitado por escanden parámetros (18). Aun los datos reconstruidos para lo más pequeño seccionan que el espesor disponible pueden ser traslapado usando un intervalo más pequeño si es necesario.

J.G.V

Página 202

FTM 2011



Figura 5 Los datos anisótropos e isotropicos. (Uno) Single – la fila del detector CT funcionó con un espesor nominal de capítulo de 5 mm y unos 512 X 512 RESULTADO de la matrices de adentro reconstruyeron datos que son anisótropos, consistente en voxels con un tamaño opuesto del pixel de aproximadamente 0.625 mm pero una profundidad de 5 mm. que Este set de datos provee las imágenes axiales satisfactorias sino han limitado potencial para la reconstitución secundaria de datos. CT (b) de dieciséis canales funcionó con resultados anchos de colimación en los datos reconstruidos que son anisótropos, con una dimensión de z-axis (1.25 mm) aproximadamente dos veces al tamaño del pixel opuesto (0.625 mm). Traslapando el intervalo de reconstitución (cuál no está limitado por la colimación de capítulo), este set de datos provee excelentes imágenes reformateadas y dadas en volumen para muchos aplicaciones. Traslapando el intervalo de reconstitución (cuál no está limitado por la colimación de capítulo), este set de datos provee excelentes imágenes reformateadas y dadas en volumen para muchos aplicaciones. CONNECTICUT (c) de dieciséis canales funcionó con resultados estrechos de colimación en los datos reconstruidos que son isotropic, consistente en voxels que son relativamente simétricos en todas las dimensiones (0.625 mm). Este set de datos provee datos exquisitos para las aplicaciones de multiplanar y 3D. EL NOMINAL Y EFFECTIVE EL CAPÍTULO THICKNESS Como en soltero – la fila del detector CT, traducción de la mesa durante escanden adquisición y el algoritmo de interpolación solió generar capítulos axiales tiene efecto sobre espesor de capítulo. El espesor nominal de capítulo es el capítulo que el espesor especificó por la colimación cuando un protocolo es introducido en el escáner El espesor real de capítulo de los datos reconstruidos es dependiente no sólo en la colimación sino que también en la velocidad de la mesa y el método de z que la interpolación usó (4,5,10,18 – 22). El término “que el espesor efectivo de capítulo ” puede usarse para describir espesor de capítulo real después de ensanchar efectúa es tomado en cuenta (5). Algunos vendedores proveen esto información en el encabezado de imagen o al menú para la reconstrucción de imagen (Philips Medical Systems, Siemens Medical Solutions, Toshiba Medical Systems); Otros vendedores ostentan sólo J.G.V

Página 203

FTM 2011



el espesor nominal (GE Healthcare Technologies) de capítulo. Escanda adquisición con un detector 16 x 1.25-mm configuración puede resultar en espesor efectivo de capítulo de 1.3 mm con un tono bajo y 1.5 mm con un tono superior pitch. LOS DATOS VOLUMÉTRICOS SE SEDIMENTAN Aunque el potencial diagnóstico y perpendicularmente dimensione de sets de datos de CT detallados disponibles con – fila del detector CT es probablemente para animar integración de técnicas 3D imágenes en la interpretación de aun exámenes de rutina (23), la interpretación axial de capítulo permanece un componente esencial de interpretación de CT. Mientras los sets de datos de capítulo delgado pueden estar reconstruidos primordialmente cuando una inspección es realizada específicamente para los propósitos de angiografía de CT, colonografía, u otras aplicaciones adelantadas, 3D dando técnicas también puede ser útil para más exámenes de rutina.

J.G.V

Página 204

FTM 2011



Figura 6 El uso de un set volumétrico de datos. Los datos de proyección se usan típicamente para reconstruir imágenes axiales de espesor interpretativo para la revisión convencional, lo cual es realizado por película impresa utilizadora o con un sistema del cuadro del archivo y de comunicación. Aunque es ocasionalmente útil mirar atenúe imágenes axiales para el detalle óseo, axial mirar es usualmente realizado con un espesor de capítulo de 3–5 mm. If necesario, unos datos de capítulo ralo se sedimentan pueden ser generado o en lugar de las imágenes axiales interpretativas tradicionales. Esto puede ser llamado el set volumétrico de datos porque es pretendido no ser usado para la interpretación axial primaria sino más bien para el multiplanar de alta categoría generador reformatease o imágenes dadas en volumen. Este set de datos típicamente consta de imágenes axiales con una llegada de espesor de capítulo 1 mm o aun menos, preferentemente con un intervalo indicado. Para mantener que la resolución aceptable de contraste en la interpretación axial primaria secciona, los capítulos relativamente gruesos están todavía reconstruidos las más veces, típicamente extendiéndose desde 3 para 5 mm (8). Los exámenes realizados con un campo de vista de 30–40 cm resultan en un tamaño del pixel de 0.5 – 0.8 mm en los capítulos axiales, así un espesor de capítulo de 0.5 – 0.8 mm está obligado a generar un set de datos con resolución espacial similar en cada dimensión; Tales datos son llamados datos del isotropic (figura 5) (4,5,24,25). Porque sólo los datos de capítulo ralo con isotropic o near-isotropic que las propiedades proveen calidad diagnóstica a través de la resolución del avión (el axis largo), dos Los sets separados de datos están a menudo reconstruidos: (Uno) una reconstitución primaria consistente en capítulos relativamente gruesos para la interpretación axial y (b) unos datos volumétricos se sedimenta consistente en capítulos delgados del traslapo para 3D dando (figura 6). Los resultados óptimos son usualmente logrados seleccionando el espesor de capítulo menor disponible de los datos crudos (26) de proyección. Como discutido anterior, sólo el capítulo que el espesor está limitado por escanden parámetros, así es que los capítulos pueden ser reconstruidos en un intervalo más pequeño que el espesor de capítulo, resultando en traslapo de datos a lo largo del axis de la z (eg, reconstitución de 1.25-mm thick secciona cada 0.625 mm) (1, 14, 18,27).

J.G.V

Página 205

FTM 2011



Aunque los datos de proyección son almacenados en el escáner único para un tiempo limitado, unos datos de capítulo ralo reconstruidos colocaron pueden ser archived en soporte lógico informático de almacenamiento o en un sistema del cuadro del archivo y de comunicación, dando la vía de entrada permiso de las aplicaciones de imagen de alta categoría en una fecha futura. La reconstrución de datos Usualmente las tomas significativamente más largas que escanden adquisición, y generación de rutina de sets grandes de datos puede impedir flujo de trabajo del escáner en las tasas lentas de reconstitución. Si un escáner es comprado en previsión de aplicaciones adelantadas del 3D, entonces los datos rápidos que la reconstitución debería ser considerada una prioridad.

Figura 7. MPR. (Uno) Coronal reformateó imagen de rutina CT pélvico abdominal de un paciente con ischemia del intestino relatado para sistémicos lupus erythematosus vasculitis.

J.G.V

Página 206

FTM 2011



Imaging en el avión del coronal permitió visualización de distribución del lazo del intestino a todo lo largo del abdomen y la pelvis en un total de 28 imágenes. Los lazos espesados del distal de íleon son vistos del lado de la razón cuadrante inferior con dilatación de lazos del intestino de más proximales de pequeño. La evidencia arterial y venosa estaba confirmada con este examen. (B) Sagittal reformateó imagen producida de datos de CT adquiridos con un protocolo de trauma. El examen del pecho, el abdomen, y la pelvis fueron realizados con una configuración del detector de 16 x1.25 mm. Although un espesor primario de reconstitución de 5 mm sirvió para interpretación axial, reconstitución secundaria de datos para un espesor de capítulo de 1.25 mm en un intervalo de 0.625 mm permite un set de columna vertebral llena detallada imágenes sagitales (aproximadamente 20 capítulos 1.5-mm-thick) para ser creada para cada caso de trauma.

Figura 8. La fila de datos encontrados a lo largo de un rayo de proyección. De los datos consta atenuación que la información calculó en unidades Hounsfield. El valor del 2 dimensional pixel exhibido es determinado por la cantidad de datos incluidos en el cálculo (el espesor de la tabla) y el algoritmo procesador (el máximum, la proyección mínima de intensidad, o común AIP o rayo suma). Usualmente las tomas significativamente más largas que escanden adquisición, y generación de rutina de sets grandes de datos puede impedir flujo de trabajo del escáner en las tasas lentas de reconstitución. J.G.V

Página 207

FTM 2011



Si un escáner es comprado en previsión de aplicaciones adelantadas del 3D, entonces los datos rápidos que la reconstitución debería ser considerada una prioridad.

CLASES DE RECONSTRUCCIONES EN TOMOGRAFIA REFORMACIÓN MULTIPLANAR (reconstrucción multiplanar) La reformación Multiplanar (MPR) es el proceso de usar los datos de imágenes axiales de CT y crear imágenes de dos dimensiones poco axiales (figura 7). Las imágenes MPR son coronal, sagitales, oblicuas, o las imágenes curvadas del avión generaron de un avión sólo 1 voxel en el espesor cortando transversalmente un set o “una fila ” de imágenes axiales (15,23,24,28). Esta técnica es particularmente útil para evaluar estructuras esqueléticas, desde que alguna la alineación de fracturas y de la juntura no puede ser fácilmente aparente en capítulos axiales. Multiplanar en el que las imágenes pueden ser “ espesadas ” corta en trozos rectangulares rastreando un rayo en proyecto a través de la imagen para el ojo del espectador, entonces tramitando los datos encontrados como ese rayo atraviesa la fila de capítulos reconstruidos a lo largo de la línea de visión según uno de varios algoritmos (figura 8) (24,29,30). Las técnicas Proyecciones usadas en “ espesores ” de imágenes del multiplanar incluyen proyección máxima de intensidad (MIP), suma de intensidad de mínima proyección (MinIP), AIP, del rayo, y volumen dando y son algunas veces llamadas “ reformaciones de volumen multiplanar ” (31).

De la fig 7

J.G.V

Página 208

FTM 2011



LA REFORMACIÓN CURVADA DEL PLANAR La reformación curvada del planar está un tipo de MPR competente poniendo en línea el axis largo del avión del imagines con una estructura anatómica específica, algo semejante como un vaso sanguíneo, en vez de con un avión arbitrario (15,16) del imagen planar reformación encorvado pueden ser creados para incluir una estructura entera en una sola imagen. Esto es particularmente útil en exhibir una vasija entera, un uréter, o un largo largo de intestino, como estas estructuras tubulares se ven de otra manera sólo siguiéndolos en las imágenes consecutivas (figura 9). A diferencia de superficie o las imágenes dadas en volumen del 3D, las imágenes curvadas del planar exhiben el perfil seccional en la cruz de una vasija a lo largo de su largo, facilitando caracterización de stenoses u otras anormalidades del intraluminal. Sin embargo, la derivación manual del avión curvado puede ser consumidora de tiempo y puede resultar en artifactual “ pseudolesions.” La reciente introducción De métodos automatizados para planar curvado generador las reformaciones han sido enseñadas a interacción del usuario de disminución cronometre rato de por ahí 86 % de manteniendo calidad de imagen y realmente decreciendo el número de artefactos (32). El concepto de MPRs de engrosamiento en tablas puede ser aplicado para las reformaciones curvadas del planar igualmente, resultando en curvó reformaciones de la tabla (33).

J.G.V

Página 209

FTM 2011



Figure 9. La reformación planar curvada. (a) Three-dimensional volume-rendered image shows the curved course of the right coronary artery. (b) Curved planar image of the right coronary artery shows a cross section of the vessel in its entirety. In this case, several points were selected along the course of the vessel on axial images; semiautomated software then defined an imaging plane that includes the entire length of the vessel. Because the imaging plane is defined by the vessel, other structures in the image are distorted.

Figure 10. AIP of data encountered by a ray traced through the object of interest to the viewer. The included data contain attenuation information ranging from that of air (black) to that of contrast media and bone (white). AIP uses the mean attenuation of the data to calculate the projected value.

J.G.V

Página 210

FTM 2011



PROYECCIÓN DE INTENSIDAD PROMEDIO AIP describe un tipo de algoritmo usado para espesar MPRs. La imagen representa el promedio de cada atenuación componente que el valor encontró por un rayo lanzado a través de un objeto hacia el ojo del espectador (figura 10). Comenzando con un MPR con un espesor de sólo 1 pixel (0.5 – 0.8 mm), espesando la tabla del multiplanar por ahí AIP utilizador puede ser usado para producir imágenes que tienen una apariencia parecido a las imágenes axiales tradicionales acerca de la resolución bajo ( figura 11) de contraste. Esto puede ser útil para caracterizar las estructuras internas de un órgano sólido o las paredes de estructuras vacías como vasos sanguíneos o el intestino. Un algoritmo diferente de procesamiento, una suma del rayo, es ofrecido en algunas estaciones de trabajo en lugar de o además de AIP. En vez de promediar los datos a lo largo de cada rayo en proyecto rastreando, la suma del rayo simplemente añade todos los valores, como el nombre insinúa (30). Por consiguiente, las imágenes de suma del rayo de volumen lleno pueden tener una apariencia parecido a eso de una radiografía convencional. Sin embargo, la suma del rayo de la tabla rala produce imágenes que aparecen parecido a las imágenes AIP.

Figura 11. Los efectos de AIP en una imagen del hígado. (Uno) la Coronal imagen reformateada creada con un espesor predeterminado de 1 pixel (aproximadamente 0.8 mm). (B) Aumentando el espesor de la tabla para 4 J.G.V

Página 211

FTM 2011



mm por ahí resultados utilizadores AIP en una imagen del alisador con menos ruido y la resolución mejorada de contraste. La calidad de imagen es similar tan usado en la evaluación axial del abdomen. LA PROYECCIÓN MÁXIMA DE INTENSIDAD Las imágenes MIP son logradas ostentando sólo el valor más alto de atenuación de los datos encontrados por un rayo lanzado a través de un objeto para el ojo de viewer‟s (el Higo 12) (29,34). MIP es más conveniente usado cuando los objetos de interés son los objetos más claros en la imagen (35) y se usa para evaluar material de contraste – las estructuras llenas para la angiografía de CT y la urografía de CT. Las imágenes de volumen MIP grande por mucho tiempo se han usado para sacar imágenes del 3D de datos de angiografía MR (30).

Figura 12. MIP de datos encontrados por un rayo rastreado a través del objeto de interés para el espectador. Los datos incluidos contienen información de atenuación extendiéndose desde eso de aire (el negro) para eso de soporte lógico informático de contraste y hueso (el blanco). MIP proyecta sólo el valor más alto encontrado.

J.G.V

Página 212

FTM 2011



Porque sólo Los datos con el valor más alto son usados, las imágenes MIP usualmente contienen 10 % o menos de los datos originales, un factor que fueron críticos cuando poder de procesamiento de la computadora limitó accesibilidad adelantó técnicas del imaging (35). Los MIPs de la tabla gruesa también pueden ser aplicados para los datos de angiografía de CT para incluir segmentos largos de una vasija, sino adelgaza tabla que las imágenes MIP (con espesor de capítulo menos de 10 mm) miraron consecutivamente

PMI es una técnica de representación tridimensional que evalúa cada voxel a lo largo de una línea desde el ojo del observador a través del volumen de datos y selecciona el valor máximo de vóxel, que es el que se representa, Esta técnica de representación 3D, como la anterior, también está ampliamente extendida en los paquetes de software de diversas marcas comerciales de equipos, y su utilidad clínica ha sido extensamente evaluada. En la actualidad se ha demostrado una técnica muy valiosa para la obtención de imágenes angiográficas tridimensionales, tanto en TAC como en RM. Sin embargo, el principio inherente a ésta técnica es la causa de sus principales limitaciones: se representará únicamente el material con mayor densidad a lo largo del “rayo”, lo que significa que un fragmento de calcio (más denso que el contraste), oscurecerá información de la luz vascular.

J.G.V

Página 213

FTM 2011



Figura 13. Los efectos de MIP cortan en trozos rectangulares espesor en una imagen del coronal del abdomen. (Una, b) el Changing de la técnica AIP (uno) para la técnica MIP (b) en un espesor fijo de la tabla de 2.5 resultados mm hacia adentro aumentó conspicuity de vasijas. (C – f) Más vasijas están incluidas por la imagen como los incrementos de espesor de capítulo para 5 mm (c), 10 mm (d), 15 mm (e), y 20 mm (f). Sin embargo, el uso de tablas gruesas también resulta en obscuración de las vasijas por otras estructuras de atenuación (los huesos, otras vasijas) alta. Puede proveer más información diagnóstica útil, como la parte pequeña que las estructuras son menos probables para ser obscurecidas (figura13) (36,37). Aunque las imágenes de volumen MIP grande pueden demostrar vasijas en su totalidad

J.G.V

Página 214

FTM 2011



El aprecio de relaciones del 3D entre restos de estructuras limitados por una falta de pistas visuales que permiten percepción de relaciones de profundidad (16).

Figura 14. MIP de datos encontrados por un rayo rastreado a través del objeto de interés para el espectador. Los datos incluidos contienen información de atenuación extendiéndose desde eso de aire (el negro) para eso de soporte lógico informático de contraste y hueso (el blanco). MIP proyecta sólo el valor más alto encontrado.

J.G.V

Página 215

FTM 2011



Figura 15. La imagen de la tabla Coronal del tórax (el espesor de la tabla _ 20 mm) creó con MinIP, AIP, y MIP. (Uno) En la imagen MinIP, las aerolíneas centrales son claramente demostradas. Los cambios asimétricos de emphysematous son vistos del lado de la razón lóbulo superior. (B) En la imagen AIP, las aerolíneas centrales no se ven igualmente; Los cambios de emphysematous permanecen que visibles sino es menos aparente. Interstitial y estructuras vasculares dentro de los pulmones se ven mejor que en la imagen MinIP. (C) En el MIP la imagen, las aerolíneas y cambios emphysematous son obscurecidos por estructuras vasculares softtissue y. Los segmentos más largos de las vasijas son visibles en la imagen AIP.

J.G.V

Página 216

FTM 2011



Figura 16. SSD e imágenes dadas en volumen de una vena cava inferior yaciendo encima de la columna vertebral. (Uno) SSD crea un modelo efectivo del 3D para mirar estructuras óseas en una más perspectiva anatómica que es logrados con imágenes axiales solo. Fue usado en este caso evaluar fracturas pélvicas no incluidas en esta imagen. (B) el dar Volume logra una apariencia similar del 3D para dejar inspección de las superficies óseas entrar en una perspectiva relativamente anatómica natural. Además, la clasificación del tejido fino de asignación de color posible con dar volúmenes permite diferenciación mejorada de la vena cava inferior de la columna vertebral adyacente.

J.G.V

Página 217

FTM 2011



LA PROYECCIÓN MÍNIMA DE INTENSIDAD Las imágenes MinIP son imágenes de la tabla del multiplanar producidas ostentando sólo la atenuación mínima que el valor encontró a lo largo de un rayo lanzado a través de un objeto hacia el ojo del espectador (el Higo 14). MinIP no es usado comúnmente pero puede estar acostumbrado a generar imágenes de las aerolíneas centrales o las áreas de aire poniendo trampas dentro del pulmón (FIGURA 15) (38). Estas imágenes pueden proveer perspectiva valiosa en lesiones definitivas para la planificación quirúrgica o detectando enfermedad pequeña sutil de la aerolínea.

SHADED SURFACE DISPLAY El despliegue disfrazado (SSD) de la superficie, también la llamada superficie dando, provee una vista del 3D de la superficie de un objeto (FIGURA 16). La superficie de un objeto primero debe ser separada de otras estructuras, un proceso llamó segmentación (discutido posterior). Pues las estructuras óseas, esto pueden ser tan simples como seleccionar un umbral que excluye estructuras del tejido fino suave. Para otros objetos, la segmentación puede requerir edición meticulosa. Todos los datos dentro del volumen son incluidos. Adentro o excluido de la imagen con base en la detección del borde y/o thresholding, resultante en un set de datos (39–41) binario. Un procedimiento que disfraza escala gris es entonces realizado usando una fórmula para computar la observada intensidad ligera en una escena dada del 3D, simulando reflexiones de la superficie y ensombreciéndose de una fuente ligera artificial (40,42,43). El procedimiento del matiz asume la presencia de luz de bajo nivel y ambiental o difusa así como también un rayo de luz más claro, directo. Pule perpendicular para el rayo de luz tienen los niveles más altos de iluminación mientras que otras superficies aparecen sombreadas, parecido a un alivio de la superficie el mapa solió comunicar características del terreno de la superficie en los modelos cartográficos (44). Las combinaciones de resultado directo y difuso y ligero en un rango de persianas gris.

J.G.V

Página 218

FTM 2011



Figura 17. Las limitaciones de datos de SSD. Los datos de la superficie están segmentados de otros datos por medio de la selección manual o un umbral de atenuación. La gráfica en la parte inferior de la figura representa un umbral de atenuación seleccionado para incluir la corteza brillantemente renal realzada en contraste y las vasijas renales durante la angiografía de CT. El “ foco virtual ” en la esquina superior izquierda representa el proceso del matiz de la escala gris, cuál en realidad está derivativo por medio de una serie de cálculos. Ilustrar el set “ vacío ” de datos que resulta del descarte todo menos

J.G.V

Página 219

FTM 2011



los datos de interpretación de la superficie, la ilustración fue de hecho creado usando una imagen dada en volumen del riñón con un avión cortado cortando transversalmente el parénquima renal. La subsiguiente edición estaba obligada a remover las características internas del objeto al conservar la superficie presenta de la imagen original. Las unidades HU _ Hounsfield.

J.G.V

Página 220

FTM 2011



Figura 18. (La naturaleza rica en datos de volumen dando. La gráfica en la parte inferior de la figura demuestra cómo los datos de atenuación se usan para asignar los valores a una clasificación del tejido fino de histogram-base consistente en regiones deformables para cada tipo de tejido fino incluido. En este caso, sólo el tejido fino lleno de grasa, suave, las vasijas, y al hueso les son asignados los valores, pero las clasificaciones adicionales pueden agregarse tan necesitadas. La opacidad y el color que la asignación puede variar dentro de una región dada, y que la forma de la región puede ser manipulada logran efectos diferentes de imagen. Porque hay a menudo traslape en los valores de atenuación entre tejidos finos diferentes, las regiones de clasificación pueden traslapar. Así, la clasificación de tejido fino exacto y del borde puede requerir cálculos matemáticos adicionales que toman en consideración las características de limitar con datos. Las unidades HU _ Hounsfield.) SSD ha estado acostumbrado a demostrar descubrimientos como fracturas después de que son diagnosticados en imágenes de dos dimensional (45). Sin embargo, lo mismo que MIP Descarta descartes de valor de bajo datos, SSD todo menos los datos que definen superficie, típicamente usando menos de 10 % de los datos adquiridos (figura 17) (35,46). Aunque disminuir la cantidad de datos fue a menudo una ventaja cuando el poder de procesamiento de la computadora fue un factor limitativo, esto es ya no menester y la naturaleza binaria de interpretación de la superficie limita flexibilidad de los datos y la hace propensa para artefactos indeseables (47). El dar volúmenes no es ahora preferible para SSD para más en caso de que no todas las aplicaciones (38,45)

REPRESENTACIÓN VOLUMÉTRICA (VOLUMEN RENDERING) Esta técnica de representación tridimensional toma todo el volumen de datos y suma la contribución de cada vóxel a lo largo de una línea desde el ojo del observador a través del volumen de datos y representa la composición resultante para cada píxel de la pantalla. La incorporación de información de todo el volumen de datos supone una mayor fidelidad a estos datos; sin embargo, para manejar estos volúmenes de información son necesarios procesadores muy potentes. Este es el motivo por el que esta técnica ha sido la última en incorporarse al resto de técnicas 3D rutinarias.

J.G.V

Página 221

FTM 2011



El valor del píxel se obtiene considerando los valores de los “rayos” como la representación de una variación de opacidades. (Se define la opacidad en este caso como el grado en el cual la luz no puede penetrar en un objeto). Distintos valores de opacidad se asignan a los diferentes valores del vóxel, lo cual puede representar las diferentes propiedades de los tejidos, como por ejemplo las densidades. El efecto es reproducir los objetos de alta opacidad más claramente visibles sobre los objetos menos opacos, los cuales aparecen transparentes en mayor o menor grado. El resultado es la posibilidad de ver diferentes tipos de tejidos, en vez de ver solo el primer tejido como sucede en el SSD; el VR permite ver simultáneamente objetos con diferentes propiedades. La opacidad 0 se asigna a los vóxeles transparentes, por lo que no se verán en la imagen. La opacidad 1 se asigna a los vóxeles totalmente opacos que no transmiten luz pero la reflejan totalmente y obtienen así una apariencia sólida. Los vóxeles con opacidad intermedia se muestran de forma semitransparente. La representación volumétrica se puede obtener en tres formas: sombreado en blanco y negro, sombreado a color y sombreado a color de múltiples objetos. Sombreado en blanco y negro: El valor de sombreado de un vóxel se define por su opacidad. El resultado final es un amplio porcentaje de valores de vóxeles en cada rayo. La contribución mas significativa viene dada porque lo vóxeles localizados cerca de la superficie donde las propiedades del tejido son las mismas. Los bordes son visibles como una línea oscura debido a que el ray atraviesa un gran numero de vóxeles. Es útil para estudios de vascular o hueso. Sombreado a color: El valor de sombrado de un vóxel se define por su opacidad y la orientación local de la superficie definido por la localización del vóxel. El color se basa en el valor del vóxel. Sombreado a color de múltiples objetos: Al igual que el sombreado a color el valor del sombreado para el vóxel se define por su opacidad y la orientación local de la superficie por la localización del vóxel. El color se basa en el color asignado a cada objeto u objetos en caso de selección múltiple.

J.G.V

Página 222

FTM 2011



La interpretación de volumen hace posible muchas de las aplicaciones adelantadas del imagines actuaron datos de CT ahora. La tecnología utilizadora originalmente desarrollada Para la animación de la computadora de la película (46,48), el dar volúmenes asigna los valores de opacidad en un espectro lleno de 0 % a 100 % (demuela diapositiva para totalizar opacidad) a lo largo de una proyección artificial de la línea de visión usando una colección variada de técnicas computacionales (16,47). Porque todos los datos adquiridos pueden ser usados, el dar volúmenes requiere signifi-cantly poder mayor de procesamiento que MIP o la superficie dando, limitando disponibilidad ancha hasta los avances relativamente recientes en hardware de la computadora (17,39). Los esquemas rectangulares o trapezoidales de clasificación pueden ser aplicados a lo largo del espectro de opacidad, calculando la probabilidad que un voxel dado contiene un tipo específico (45) del tejido fino, con clasificaciones separadas para tejidos finos como hueso

J.G.V

Página 223

FTM 2011



Figura 19. (La imagen dada en volumen tridimensional de una vena cava inferior duplicada. El color que el rango seleccionó es tal que los valores de opacidad de las estructuras parcialmente venosas realzadas en contraste son azules, mientras que lo más altamente realzó estructuras arteriales son rojas. La rampa de color fue seleccionada para lograr casi asignación binaria de color para evitar una apariencia calificada de las vasijas)

El tejido fino suave, las vasijas realzadas en contraste, el aire, y la grasa, a merced de la tarea clínica a la mano (48). Como en SSD, el disfrazar escalas gris es en el que se concentró simulan las reflexiones de la superficie y ensombreciéndose de una fuente ligera artificial; Sin embargo, más sofisticaron cálculos son posibles usar limitar con valores del voxel, desde que los datos volumétricos están disponibles (47–49).

J.G.V

Página 224

FTM 2011



Por ejemplo, en lugar de la segmentación manual o un umbral de atenuación estando acostumbrado a definir una superficie, los cambios abruptos en la atenuación entre voxels adyacentes pueden dar señas de una transición de un tipo de tejido fino para otro. Alguna prefiere el término “ compositing ” para describir los efectos alumbrantes realizados en el volumen dando (50) Aunque la naturaleza del 3D de dar volúmenes la hace aparecer parecido a SSD, asignar un espectro lleno de opacidad aprecia y la separación de la clasificación del tejido fino y disfrazando procesos provee un set de datos mucho más robusto y versátil que el sistema binario ofreció por SSD (figura 18) (47,51,52). Coaliciones que dan volumen el uso de valores de opacidad e iluminando efectos a permitir aprecio de relaciones espaciales entre estructuras. Sin embargo, hay limitaciones en la percepción si la clasificación del tejido fino y superficie oscureciéndose están restringidas para poner gris balanza. Aplicando color al sistema de clasificación del tejido fino del histogram y reservando ponga gris balanza para los efectos luminosos, el enlucido de volumen usa el procesamiento de datos rápido inherente en las sendas ópticas humanas lograr percepción intuitiva de relaciones de profundidad en sets grandes (16,53,54) de datos. Aunque la aplicación de “ pseudocolor ” para la clasificación del tejido fino puede usarse para realzar La discriminación entre las estructuras (figura 19) (55–57), la nota que estas combinaciones de colores no representan el color óptico verdadero de los tejidos finos. En contraste a la progresión previsible, lineal de escala gris aprecia en las imágenes axiales reconstruidas convencionales de CT, la tasa de progresión en la asignación de color dentro de clasificaciones del tejido fino y en regiones de transición pues el dar volúmenes está hecha a la medida para aplicaciones particulares. Aunque esto hay que lograr los efectos deseados del 3D, la naturaleza arbitraria de asignación de color - se admitir - evita los errores a los que pueden ocurrir atribuyendo significado clasificación errónea (53) del tejido fino. Tales errores fueron más pronunciados con intentos para ejercer asignación de color para SSD y estaban a menudo adscritos para el ruido de imagen, el volumen parcial efectúa en prejuicio del tejido fino de confines, del usuario, y desviación de datos de la distribución asumida en el histogram aplicado (58). Sin embargo, los derrumbaderos similares pueden ser encontrados con volumen dando igualmente.

J.G.V

Página 225

FTM 2011



Uno de las muchos fuerzas de volumen dando es la habilidad para seleccionar una colección variada de perspectivas que mira. Además de mirar ángulo y distancia, los esquemas de percepción pueden ser en los que se concentró simule tipos específicos de visualización como la endoscopia del fiberoptic. En términos generales, el dar volúmenes puede ser ostentado como ya sea el volumen ortográfico o perspectivo dando. EL VOLUMEN ORTOGRÁFICO DANDO La interpretación ortográfica es el método más común de despliegue y asume visualización externa de un objeto, muy análoga mirando una estatua en un museo. A pesar del ángulo que mira seleccionado, despliegue se basa en la suposición que los rayos ligeros alcanzando nuestros ojos son paralelos, parecido a ver objetos de una gran distancia (24). Como consecuencia, las estructuras no se distorsionan por la proximidad para el punto de vista (figura20).

EL VOLUMEN PERSPECTIVO DANDO El volumen perspectivo dando, algunas veces llamó immersive dando, asume un punto de vista en una distancia finita, usualmente desde adentro de un lumen, y esté acostumbrado a simular endoscopia del fiberoptic. En vez del paralelo ligero de ser de rayos, proyectaron rayos ligeros son enfocados para enfocar en el punto de vista, simulando convergencia ligera natural en la retina humana (24). La distorsión resultante facilita percepción de distancia con base en el tamaño del objeto. Los objetos cerca del punto de vista aparecen grandes, considerando objetos más lejanos aparece en trozos pequeños (25). Esta técnica puede ser aplicada para cualquier tipo de lumen, aunque la mayoría comúnmente describió aplicaciones incluyen evaluación de los dos puntos, árbol bronquial, tracto urinario, y arterias (31,59 – 64). El dar perspectivo de volúmenes puede ser de ayuda en planear procedimientos del endoscopic y puede facilitar un aprecio intuitivo de relaciones entre las estructuras anatómicas (el Higo 21). Mientras que la endoscopia de fiberoptic esté limitada para la visualización de las características internas de un lumen, la inspección visual con dar perspectivo de volúmenes puede estar extendida más allá de las paredes del lumen a incluir estructuras adyacentes del extraluminal.

J.G.V

Página 226

FTM 2011



LA SEGMENTACIÓN La segmentación es el proceso de datos que selecciona para ser incluida en una imagen del 3D. Ejerciendo volumen dando o SSD para uno entero escande volumen a menudo resulta en estructuras obscureciendo el objeto de interés. La segmentación deja algunas porciones de la imagen estar selectivamente incluida o excluida usando una colección variada de técnicas. Este proceso requiere reconocimiento del tejido fino para ser seleccionado así como también definición de confines espacAmbos reconocimiento del tejido fino y definición pueden ser realizados automáticamente o con asistencia humana (65). Los programas automatizados de segmentación, cuál implican colocación de una “ semilla ” entonces expansióniales precisos entre tejidos finos para ser incluido y excluido (50). De la región a ser incluido o quedar excluido usar algoritmos basados en umbrales, continúa mejorando y rápidamente puede quitar los huesos o puede aislar estructuras vasculares. Porque la segmentación óptima no puede ser lograda con programas automatizados solo, varios otras formas básicas de segmentación están disponibles

Figura 20.

J.G.V

Página 227

FTM 2011



El volumen ortográfico dando de las aerolíneas. La imagen dada en volumen de un paciente con stenosis traqueales (la flecha) incluye a la aerolínea de la hipo-faringe para justamente por encima del carina. La imagen no se distorsiona por la proximidad o ángulo del punto de vista y provee una vista “ externa ” de relaciones anatómicas. La segmentación de las aerolíneas fue lograda asignando una alcayata en la opacidad en la interfaz entre aire y la atenuación del tejido fino suave. Yacer encima de tejido fino del pulmón estaba removido con región de edición de interés para evitar obscurecer la tráquea.

REGION-OF-INTEREST EDITING (NAVEGACION VIRTUAL) La región de editar intereses es el método más básico de segmentación. Una región de interés está removida por ahí manualmente sacando uno rectangular, elíptico, u otra forma desde adentro del set de datos usando un tipo de bisturí virtual para “ cortar ” la región definida (figura 22) (16). La región delineada es moldeada a través del volumen a lo largo de un camino lineal. Inversamente, una región de interés también puede ser seleccionada para ser incluida en la imagen mientras todos otros datos quedan excluidos. Los programas tempraneros requirieron extracción de objetos en cada imagen axial, mientras el software actual permita extracción de objetos de ya sea las imágenes 3D de dos dimensiones o

J.G.V

Página 228

FTM 2011


J.G.V


Página 229

FTM 2011



Figura 21. El volumen perspectivo dando de las aerolíneas. Coronal axial (llegue al fondo de izquierda) (llegue al final bien),, y pecho sagital (llegue al fondo bien) que CT escudriña muestran una masa izquierda del hilar, lo cual es situado entre estructuras vasculares. La broncoscopia virtual (immersive dando con un punto de vista dentro del árbol del tracheobronchial) (corone izquierda) estaba acostumbrado a guiar subsiguiente biopsia transbronquial, permitiendo seis biopsia pasa entre estructuras vasculares centrales sin sangrado significante. J.G.V

Página 230

FTM 2011



Figura 22. La región de edición de interés. Imagen dada en volumen (la vista posterior) (uno) Tridimensional de pecho CT funcionó en un trauma paciente con una fractura de T10. Una región incluyendo una porción de las costillas izquierdas están definidas manualmente (la zona verde). (B) La región seleccionada está entonces removida de la imagen. (C) la extracción Rib permite visualización de la fractura en una proyección lateral sin interferencia de costillas que yace encima de.

J.G.V

Página 231

FTM 2011



LA OPACIDAD THRESHOLD Porque cada componente de datos de a una imagen dada en volumen le es asignado un valor de opacidad, un umbral puede ser seleccionado para determinar la opacidad mínima esto es desplegada. Todos los datos con valores debajo del umbral son omitidos de la imagen (figura 23). Los umbrales de opacidad por mucho tiempo han estado disponibles Como un método de segmentación a facilitar extracción de estructuras de fondo en CT y angiografía MR. Este concepto es particularmente útil cuando es aplicado para el volumen dando de volúmenes grandes del tejido fino. Más estructuras del tejido fino suave pueden ser a las que se sumó La imagen bajando el umbral. Además del valor del umbral, la curva que define la tasa de cambio en la asignación de opacidad puede estar conformado para servir para propósitos diferentes. Aunque las curvas lineales son usadas más a menudo, la curva puede ser a la que se ajustó simula un proceso binario como SSD o incluye sólo el rato suave de tejidos finos excluyendo aire y hueso.

J.G.V

Página 232

FTM 2011



Figura 23. El uso de un umbral de opacidad para la segmentación, tan demostrado en un campo lleno de 3D de la vista la imagen dada en volumen del pecho y el abdomen. (Uno) UN umbral bajo de opacidad deja la piel obscurecer los contenidos abdominales. Una fila vertical de botones de la camisa se ve en el midline. (B – d) Progresivamente creciente el umbral de opacidad excluye primeros tejidos finos suaves low-opacity (la piel, llena de grasa de la opacidad bajo (b) entonces los tejidos finos suaves high-opacity (la pared de músculo, del intestino de la opacidad alta (c) mientras los organismos realzados en contraste y las vasijas se quedan (d). (E) a La larga sólo los objetos (el hueso, el calcio, excretó material de contraste) más opacos sobran.

J.G.V

Página 233

FTM 2011



LAS CONCLUSIONES Los ejemplos precedentes son pretendidos para aclarar terminología básica usadas en alguna de las aplicaciones adelantadas del 3D CT disponible hoy. El progreso rápido en la tecnología no ha sido con el que se hizo juego por el progreso en la educación de médico y del tecnólogo y el entrenamiento. Mi comunicación y mi confusión pueden resultar en frustración y uso ineficaz de La tecnología moderna de CT y pos procesando software. Los protocolos del examen de diseño que optimizan calidad de datos y la dosis de la radiación para el paciente requiere familiaridad con los conceptos de la colimación de viga y de capítulo como tengan aplicación para – la fila del detector CT. Una comprensión básica del tiempo limitó naturaleza de datos de proyección y la necesidad para el capítulo ralo reconstitución axial para aplicaciones del 3D hay que usar los datos disponibles eficazmente en la práctica clínica. Hemos alcanzado un tiempo, previsto por alguna (23), cuando los datos volumétricos pueden ser archived para cada examen de CT, permitiendo exploración de los datos con una variedad de técnicas de interpretación durante la interpretación inicial o más tarde. Tal como los radiólogos deban entender los principios y derrumbaderos de ultrasonografia exactamente interpretar exámenes del sonographic y supervisar a sonographers, la imagen volumétrico de CT requiere a un radiólogo educado. El aprecio de las fuerzas Y las debilidades de técnicas disponibles de interpretación es esencial para asignar aplicación clínica y es propensa a cobrar progresivamente importancia como la capacidad enlazada en red del 3D puede usarse para integrar tiempo real dando en la interpretación de imagen de rutina. Finalmente, los usuarios educados de tecnología pueden mejor demandar formas convenientes y eficientes de presentación de segmentación y de imagen, una demanda que pueden ser una fuerza motriz detrás del desarrollo de tecnología. Con el rápido e imparable avance de la tecnología aplicada a la medicina tenemos en la posibilidad de obtención de imágenes en 3D una nueva herramienta que sin duda ya actualmente, pero aun más, en un breve plazo de tiempo, va a aportar una nueva visión en el diagnóstico por la imagen, con la aparición a diario de nuevas aplicaciones. Una gran ventaja de estas técnicas es su escasa invasividad y comodidad para el paciente ya que se aprovechan las imágenes obtenidas con los nuevos Ct helicoidales, cada vez más rápidos y con posibilidad de corte fino rutinario. J.G.V

Página 234

FTM 2011



Será importante a partir de ahora ir cambiando la visión axial y bidimensional de la anatomía en los estudios de Ct clásicos, por una nueva concepción tridimensional y con planos en cualquier sentido del espacio. Consecuencia de estos avances es necesaria la mayor preparación y comprensión de la técnica por el profesional que la vaya a realizar para sacarle el máximo provecho y no caer en defectos que podrían inducir a errores diagnósticos posteriores (ej; mal uso de umbrales y recortes) a la hora de analizar las imágenes por el radiólogo. Evidentemente, dentro de esta mayor preparación no solo se entendería la meramente técnica, sino también sería muy importante un amplio conocimiento de la anatomía humana, para que en conjunto permitiesen al profesional manipular las imágenes adecuadamente y presentarlas para su análisis y diagnóstico definitivo de forma correcta. Todo esto bien asumido y llevado a cabo puede ahorrar una gran cantidad de tiempo al siguiente profesional de la cadena del diagnóstico por la imagen, el radiólogo, pudiendo dedicarlo a otros menesteres, ya que hoy por hoy, estas técnicas suponen un gran tributo a pagar en forma de tiempo para conseguir mediante el postprocesado en las estaciones de trabajo las imágenes 3D. ¿Qué es una ROI? ROI significa Región de Interés. Es una herramienta de medida que permite medir unidades Hounsfield e informar de desviaciones media y estándar. Ésta es una media de todos los píxeles del área definida. También se informa del área (tamaño) de la ROI. El tamaño de la ROI puede ajustarse, al igual que su posición. ¿Qué es una MIROI? MIROI significa Región de interés con imágenes múltiples. Es una herramienta que ayuda a representar gráficamente los cambios de densidad en una sola área en el tiempo. Esta herramienta es útil para mostrar un cambio en el aumento del contraste a lo largo del tiempo en un área designada. MIROI requiere imágenes múltiples de una sola serie con igual posición, inclinación del estativo, tamaño de píxel y centro DFOV. En cuanto se hayan realizado las exploraciones, se puede utilizar la función MIROI.

J.G.V

Página 235

FTM 2011



PARTE IV PROTOCOLOS EN TOMOGRAFIA PREPARACION DEL PACIENTE PARA UN TAC El TECNOLOGO MEDICO, desde que el paciente entra en el Servicio de Radiodiagnóstico, está en contacto directo con éste; por tanto, es responsabilidad nuestra que esa persona que se encuentra en un medio extraño, que siente temor a lo desconocido, ansiosa de conocer el resultado de la prueba, se mantenga lo más serena posible. Ello repercutirá, en primer lugar, en su propio beneficio, y también en el nuestro, ya que de la colaboración del paciente va a depender en buena medida el resultado del estudio. Nuestra relación con el paciente la debemos llevar a cabo con suma prudencia. En primer lugar, nos debemos mostrar amables; la cortesía es fundamental en cualquier relación humana. Máxime cuando se trata del ámbito hospitalario. En segundo lugar. Debemos tener en cuenta que las instrucciones que le demos sean completas. Sencillas y escuetas; completas porque el paciente no conoce la prueba que se le va a realizar; sencillas porque el paciente no comprende los términos médicos, por familiares que a nosotros nos parezcan; y escuetas porque si lo abrumamos con órdenes suele olvidar la mayor parte de ellas. En resumen, debemos tener paciencia y elaborar una información comprensible. Ofreciendo profesionalidad para facilitar tanto la estancia del paciente en la TC. Como nuestro propio trabajo.

J.G.V

Página 236

FTM 2011



Desde un punto de vista más práctico hay una serie de normas que debemos cumplir para realizar un buen trabajo: verificaremos la información del vale de petición con el paciente, asegurándonos de que coinciden tanto los datos personales como el estudio requerido. Una vez hecho esto. Explicaremos al paciente en qué consiste la prueba (indicándole que debe permanecer quieto, colaborar con la respiración. que puede ser necesario administrarle un contraste intravenoso. etc.). Se le indica que se desprenda de la ropa y objetos metálicos que pudiera portar. Se le coloca en la camilla, utilizando si fuera necesario cabezales o adaptadores e iniciaremos el estudio, cuyos pasos se explicarán con detalle más adelante. La circunstancia más comprometida para el paciente en un estudio de TC es aquella en la que se utiliza contraste intravenoso dado que corren el riesgo de sufrir una reacción alérgica al medicamento. Que en casos extremos. Pueden provocarles la muerte.

PROCEDIMIENTO

Primeramente se le solicita al paciente, que se despoje de todo objeto metálico. Posteriormente el paciente debe de acostarse sobre la camilla, en la cual es amarrado, para evitar que éste se mueva durante el procedimiento. El tecnólogo medico en especialidad en radiólogia, luego deja el paciente para ubicarse en una pequeña habitación contigua, con una ventana especialmente diseñada, que le permite observar el procedimiento y protegerse de las sucesivas radiaciones del equipo. Allí puede manejar la consola. Además las habitaciones cuentan con intercomunicadores, que le permiten estar en contacto con el paciente. A veces, el estudio puede ser detenido, para inyectar contraste, con el objeto de realizar ciertas estructuras. La duración total del procedimiento, puede llevar entre 30 y 90 minutos, dependiendo del tipo de tomógrafo utilizado. Finalmente, el medico radiólogo, realiza el informe correspondiente a este procedimiento.

J.G.V

Página 237

FTM 2011



En los protocolos que veremos seguidamente hay ciertas palabras que es posible que se describan en diferentes centros de diferente manera, por lo tanto las definiremos. Basal: exploración realizada sin contraste endovenoso. Care Bolus: método por el cual se administra contraste que al llegar a un umbral fijado en U.H., se realiza el helical automáticamente. Care Dosis: método por el cual se ajusta la dosis de radiación administrada al peso del paciente. Roi: señal visual circular que se coloca encima de estructura que se desea medir y que al llegar al umbral deseado activara el care bolus. Topógrama: Scout TC, o localizador. Pacs: Archivo central donde se guardan todas las exploraciones. Espiral: Helical, adquisición continua. Pondremos algunos ejemplos de exploraciones de Tórax, abdomen, osteoarticular, neuro, y algunas exploraciones de intervencionismo y especiales. Las dosis y la definición no las incluiré en los protocolos, según los diferentes aparatos y sus posibilidades los mAs y los Kv serán diferentes, intentar irradiar lo menos posible

J.G.V

Página 238

FTM 2011



Exploración de la cabeza por TAC para el paciente. Esto son algunas pautas que se preguntan los pacientes y el profesional esta en la obligación de informarle correctamente y así colaborara en el examen. 1. EN QUÉ CONSISTE LA EXPLORACIÓN DE LA CABEZA POR TAC La exploración por Tomografía Axial Computada – a veces denominada exploración TAC – consiste en un examen médico no invasivo ni doloroso que ayuda al médico a diagnosticar y tratar enfermedades. Las imágenes por TAC combinan un equipo de rayos X especial con computadoras sofisticadas para producir múltiples imágenes o visualizaciones del interior del cuerpo,. Luego, estas imágenes transversales pueden examinarse en un monitor de computadora o imprimirse. Las exploraciones TAC de los órganos internos, huesos, tejidos blandos o vasos sanguíneos brindan mayor claridad y revelan mayores detalles que los exámenes convencionales de rayos X. La exploración por TAC ofrece información más detallada sobre lesiones en la cabeza, derrames cerebrales, tumores cerebrales y otras enfermedades cerebrales que las radiografías convencionales (rayos X). 2 ALGUNOS DE LOS USOS COMUNES DEL PROCEDIMIENTO La exploración de la cabeza por TAC generalmente se utiliza para detectar: 

sangraduras, lesiones cerebrales y fracturas del cráneo en pacientes con lesiones en la cabeza



sangraduras causadas por rupturas o fisuras de aneurismas en un paciente con dolores de cabeza repentinos



un coágulo de sangre o una sangradura dentro del cerebro no bien el paciente presentó síntomas de un derrame cerebral



un derrame cerebral, especialmente con una nueva técnica llamada Perfusión por TAC

J.G.V

Página 239

FTM 2011





tumores cerebrales



cavidades cerebrales agrandadas (ventrículos) en pacientes con hidrocefalia



enfermedades o malformaciones del cráneo

La exploración por TAC también se utiliza para: 

evaluar en qué medida se encuentra dañado el hueso y el tejido blando en pacientes con traumatismo facial y planificar la reconstrucción quirúrgica



diagnosticar enfermedades del hueso temporal al costado del cráneo, que puede provocar problemas auditivos



determinar si la inflamación u otros cambios están presentes en los senos paranasales



planear una terapia de radiación para cáncer cerebral o cáncer en otros tejidos



orientar el paso de la aguja utilizada para obtener una muestra de tejido (biopsia) del cerebro



evaluar aneurismas o malformaciones arteriovenosas mediante una técnica llamada angiografía por TAC

3 FORMA EN QUE DEBO PREPARARME Usted debe vestirse con prendas cómodas y sueltas para el examen. Es posible que se le proporcione una bata para que use durante el procedimiento. Los objetos de metal, como joyas, anteojos, dentaduras postizas y broches para el cabello, pueden afectar las imágenes de TAC. Debe dejarlos en su casa o quitárselos antes del examen. Es posible que se le solicite que se quite audífonos y piezas dentales extraíbles. Es posible que se le solicite que no ingiera alimentos o bebidas durantes varias horas antes, especialmente si se utilizará en el examen material de contraste. Usted debe informarle a su médico si se encuentra tomando algún medicamento y si sufre algún tipo de alergia. Si tiene alergia conocida a los materiales de contraste o "tinte", su médico quizás prescriba medicaciones para reducir el riesgo de una reacción alérgica.

J.G.V

Página 240

FTM 2011



Asimismo, informe a su médico si ha sufrido alguna enfermedad o dolencia recientemente, y si tiene antecedentes de enfermedades cardíacas, asma, diabetes, enfermedades renales o problemas de la tiroides. Cualquiera de estas dolencias puede aumentar el peligro de efectos adversos poco habituales. El Tecnólogo radiólogo también debe saber si usted sufre de asma, mieloma múltiple o cualquier otra afección de corazón, de los riñones o de la glándula tiroides, o si tiene diabetes, especialmente si está tomando Glucophage. Las mujeres siempre deben informar a su médico y al tecnólogo de TAC si existe la posibilidad de que estén embarazadas.

4 CÓMO SE REALIZA El tecnólogo comienza colocándolo a usted en la mesa de examen de TAC, generalmente boca arriba o posiblemente de costado o boca abajo. Es posible que se utilicen correas y cojines para ayudar en que se mantenga una posición correcta y a que permanezca inmóvil durante el examen. Si se utiliza material de contraste, el mismo será ingerido, inyectado por vía intravenosa (IV) o administrado por medio de un enema, dependiendo del tipo de examen. A continuación, la mesa se moverá rápidamente a través del dispositivo de exploración para determinar la posición inicial correcta para las exploraciones. Luego, la mesa se moverá lentamente a través de la máquina mientras la verdadera exploración se realiza. Es posible que le soliciten que contenga la respiración durante la exploración. Cuando el examen finalice, es posible que le soliciten que espere hasta que el tecnólogo verifique que las imágenes son de alta calidad suficiente para interpretación precisa. Por lo general, la exploración por TAC de la cabeza se realiza en pocos minutos.

J.G.V

Página 241

FTM 2011



5 QUÉ EXPERIMENTARÉ DURANTE Y DESPUÉS DEL PROCEDIMIENTO La mayoría de los exámenes por TAC son rápidos, sencillos y sin dolor. Con el TAC de espiral se reduce la cantidad de tiempo que usted debe permanecer acostado sin moverse. A pesar de que la exploración en sí misma no causa dolor, es posible que exista cierta incomodidad al tener que permanecer inmóvil durante varios minutos. Si usted tiene dificultades para permanecer inmóvil, sufre de claustrofobia o tiene dolores crónicos, es posible que el examen por TAC le ponga en tensión. El tecnólogo o la enfermera, bajo la dirección de un médico, puede ofrecerle un sedante suave para ayudar a que tolere el procedimiento de exploración TAC. Si se utiliza material de contraste intravenoso, sentirá un pinchazo leve cuando se inserta la aguja en su vena. Puede experimentar una sensación de calor durante la inyección del medio de contraste y un gusto metálico en su boca que dura unos minutos. En forma ocasional, se le puede desarrollar comezón y urticaria, que puede aliviarse con medicación. Si se siente mareos o experimenta dificultades al respirar, debe informarlo al tecnólogo o la enfermera, ya que esto puede ser una señal de una reacción alérgica más grave. Un radiólogo u otro médico estarán disponible para ayuda inmediata. Si el material de contraste es ingerido, es posible que sienta que el sabor es levemente desagradable. Sin embargo, la mayoría de los pacientes lo toleran sin dificultades. Puede esperar experimentar una sensación de saciedad estomacal y una creciente necesidad de expeler el líquido si se suministra el material de contraste por medio de un enema. En este caso, tenga paciencia, ya que la leve incomodidad no durará mucho tiempo. Cuando usted ingresa al dispositivo de exploración por TAC, es posible que se utilicen luces especiales para asegurarse de que usted se encuentra en una posición apropiada. Con los modernos dispositivos de exploración por TAC, oirá sólo sonidos de zumbidos y chasquidos mientras el dispositivo de exploración por TAC gira a su alrededor durante el proceso de obtención de imágenes. Durante la exploración por TAC usted se encontrará a solas en la sala de examen; sin embargo, el tecnólogo podrá verlo, oírlo y hablarle en todo momento.

J.G.V

Página 242

FTM 2011



Con los pacientes pediátricos, es posible que se le permita a uno de los padres ingresar a la sala pero se le exigirá que utilice un delantal de plomo para evitar la exposición a la radiación. Luego de un examen por TAC, usted puede retomar sus actividades habituales. Es posible que le den instrucciones especiales, si recibió material de contraste.

6 CUÁLES SON LAS LIMITACIONES DE UNA EXPLORACIÓN DE LA CABEZA POR TAC Es posible que una persona de talla muy grande no pueda ingresar por la abertura de una exploradora de TAC convencional. o que sobrepase el límite de peso para la mesa movible. Comparado con las imágenes obtenidas por RMN, los detalles precisos del tejido blando (especialmente del cerebro, incluso los procesos de la enfermedad) son menos visibles en las exploraciones por TAC. La TAC no tiene sensibilidad para detectar inflamación de meninges, las membranas que cubren el cerebro.

TC CEREBRAL TC CEREBRAL PREPARACIÓN: Antes de empezar la exploración, se debe proceder a la colocación del cabezal craneal.

Algunos tomógrafos ya están incluidos permanente los cabezales.

Dar una información de manera clara al paciente (puntos anteriores), sobre la exploración que se le va a realizar.

J.G.V

Página 243

FTM 2011



Informarse sobre si hay posibilidad de embarazo en la paciente. Pendientes, clips, diademas etc… deberán ser retirados para no artefactar la imagen. TÉCNICA: El centraje se realiza situando la luz del plano axial sobre la línea órbitomeatal. Nosotros realizamos la exploración en 3 sequencias.

Fosa:

Inicio / Fin

Grosor

Incremento

Fosa Posterior

Agujero occipital hasta finalizar peñasco.

2.5 mm.

5 mm.

Fosa Cerebral 1

Hasta finalizar ventrículos laterales.

5 mm.

5 mm.

Fosa Cerebral 2

Hasta finalizar cavidad craneal.

10 mm.

10 mm.

J.G.V

Página 244

FTM 2011



PROTOCOLO UNICORTE  Número de cortes: de 15 a 20  Número de imágenes por placa : 15 a 20  Grosor e intervalo : 5mm infratentorial 

10 mm supratentorial

 Corriente : 150, 250mA Línea de base

: orbitomeatal

PROTOCOLO TOMÓGRAFO MULTICORTE (secuencial)

Kv

Mamp

1

120

10

2

120

250

Fosa

Supra

Time

Intervalo

Posterior

tentorial

Exa. de imagen

5 mm

5mm(4i)

2 seg

20. mm

TÉCNICA •Matriz

: 340 x 340 512 x 512

•Filtros

: Standard

•Ventana(N/A)

: 40/80 50/150

•Área

: adulto: 250mm : Niño: 210 o 160

J.G.V

Página 245

FTM 2011



EXÁMENES SIN CONTRASTE SE PIDE CUANDO HAY:

•Traumas encefálicos •Accidentes cerebro vasculares •Hemorragias no traumáticas •Atrofias, hidrocefalias •Mastoides: Otomastoiditis, agenesias de conductos, fracturas •En órbitas: fracturas •Senos paranasales: pólipos, sinusitis y otros PROTOCOLO CEREBRAL CONVENCIONAL SCOUT: kv :120 mA: 10 PARÁMETROS PARA EL ESTUDIO SFOV: head Kv. :120 mA : 250 ESPESOR (mm) 5 (4i) grosor e intervalo de corte de 5 mm delay: 60 segundos contraste: 50 ml velocidad del contraste: 2 ml/seg. concentración del contraste: 350 mg/ml

J.G.V

Página 246

FTM 2011



Bueno ahora es ver la anatomía tomográfica de los cortes que se obtuvo, yo les recomiendo cualquier libro de tomografía porque? Tiene buenas imágenes, si es para cráneo les recomiendo que se lean: POCKET ATLAS OF SECTIONAL ANATOMY TC VOL1 DE T. B MOELLER – E. REIF y el otro es ATLAS OF SKULL AND BRAIN ANATOMY RADIOGRAPHIC DE SILVIA CAPOCCIA. ( siguiente imágenes de ej. )

ANGIOGRAFIA CEREBRAL TC

J.G.V

Página 247

FTM 2011



PARÁMETROS TÉCNICOS EN TOMOGRAFÍA CEREBRAL

•Preparación del paciente: Ayuno : neonatos ..........................3 horas menores de 5 años ............4 horas niños mayores o adultos.... 6 horas

•Volumen del contraste: adulto: 1- 2 cc /kg de peso niño:

2-3 cc /kg de peso

EXÁMENES CON CONTRASTE IODADO

•Todo proceso inflamatorio o infeccioso •Todo proceso neoformativo •Aneurismas o malformaciones vasculares

ANGIOTOMOGRAFIA INTRODUCCIÓN

•La angiotomografía (CTA) , es una técnica no invasiva para visualizar vasos sanguíneos, se adquieren imágenes continuas en cortes finos con material de contraste, y se crean imágenes tridimensionales de los vasos intracraneales VENTAJAS •Esta

técnica ofrece grandes ventajas para la identificación y caracterización de las enfermedades vasculares. •Mientras

que la angiografía por resonancia también nos permite una precisa caracterización de enfermedades vasculares, y puede ser usada como un

J.G.V

Página 248

FTM 2011



método de despistaje, CTA puede ser usada como un adicional o definitiva evaluación pre y post quirúrgica. Comparada con imágenes en unicorte, el multidetector provee una mayor resolución temporal y espacial permitiendo imágenes mas cercanas a la isotropía con grandes volúmenes, que abarcan estructuras vasculares intracraneales completas. •

•Sin

embargo, la CTA tiene algunas limitaciones tales como una inferior resolución espacial y temporal que la angiografía por sustracción digital, por lo que esta técnica no puede ser reemplazada totalmente

TÉCNICA DE ADQUISICIÓN DE DATOS •La angiotomografía tridimensional de vasos intracraneales puede ser

ejecutado con tomógrafo unicorte, o con CT multicorte, el cual tiene algunas ventajas sobre el primero, como es una mejor resolución temporal, mejor resolución espacial en el eje z, disminución del ruido de la imagen y mayor cobertura anatómica. • El multidetector adquiere mas rápidamente los datos, permitiendo imágenes

cercanas al isotropismo. •Cuando las enfermedades vasculares están en una región limitada como es el

círculo de Willis, la ventajas del multidetector pueden ser menores, porque la imagen también puede ser vista por un tomógrafo unicorte. •El volumen del scanning deberá ser de acuerdo a la localización de las

lesiones vasculares sospechadas. •Cuando la localización de la lesión es en el círculo de Willis o región

supratentorial, el volumen del scanning usualmente comenzará en el nivel del piso selar y será continuada cranealmente. •Cuando las lesiones son múltiples o no conocidas, el volumen del scanning

puede ser en el nivel del foramen magnun y continuar cranealmente. •El CT multidetector es preferible para cubrir extensiones anatómicas amplias

tales como las estructuras vasculares desde el arco aórtico hasta los vasos intracraneales.

J.G.V

Página 249

FTM 2011



MÉTODOS DE ADMINISTRACIÓN DE CONTRASTE •Para

la obtención de una alta calidad de imagen, será necesaria un material de contraste de alta concentración. •Cuando

la atenuación de los vasos intracraneales es usualmente mayor o cercanamente a 300 UH, la calidad de imagen en 3D o reconstrucciones multiplanares son usualmente satisfactorias con la administración de un agente de contraste intravenoso •Un

total de 100–150 ml de contraste no iónico (300mgl/ml es usualmente inyectado en la vena antecubital con una velocidad de 2 a 4 ml/seg en un inyector de poder •Pueden

utilizarse tres métodos de inyección:

–Una

técnica con un scan delay dado

–Una

técnica de inyección con test bolus

–Una

técnica de bolus tracking

TÉCNICA DE ADQUISICIÓN DE DATOS en unicorte •grosor

de corte : 1-2 mm

•incremento •almacenar •intervalo •no

de la mesa: 2-4 mm

los datos (raw-data)

de reconstrucción es de 0,5-1 mm

angular el gantry

•pitch:

1-1.25

•Mamp

125 y Kv 130

•Algoritmo

de interpolación standard

•Algoritmo

de reconstrucción : smooth

•Inyector: •2-3

100 a 120 cc de contraste

cc/seg

J.G.V

Delay: 7-10 segundos Página 250

FTM 2011



•

EN TOMÓGRAFO MULTICORTE PROTOCOLO TOMÓGRAFO MULTICORTE (vascular) Scan delay

•Scan delay : ( 15 a 45 seg) después de la iniciación de la inyección intravenosa del contraste se usa comunmente para obtener la fase arterial intracraneal, sin tomar en cuenta diferencias en el tiempo de transito del material de contraste. Esta técnica esta siendo ya omitida, pues para no perder una fase arterial óptima, necesitamos usar mayor cantidad de contraste. Test bolus

•La técnica del test bolus, es un método para medir el tiempo entre la iniciación de la inyección del contraste y la llegada del mismo al vaso de interes. Esta técnica requiere un volumen adicional de contraste y monitoreo de la opacificación arterial por ct scanning. Basado en el resultado un scan delay es determinado. Bolus tracking •La técnica del bolus tracking es otro método para obtener una fase arterial

óptima. Se ubica la región de interés y se escoge el umbral de mayor realce arterial según la necesidad del médico. El área de interés puede ser ubicada en la arteria carótida cercana a la calota craneana. Esta técnica consiste en la medida automática de la selección del área de interés y cuando se ha obtenido el umbral deseado, la máquina se dispara automáticamente. •Cuando se evalúa aneurismas intracraneales, un total de 16 – 24 ml de

agente diluido de contraste no iónico con el triple de volumen salino 12 a 18 ml es inyectado en la arteria carótida en un tiempo de fluido de 0,6 a 0,8 ml / segundos usando un inyector de poder

ANGIO TOMOGRAFIA CEREBRAL MULTICORTE SCOUT: Kv: 120 mA: 10

J.G.V

Página 251

FTM 2011



PARÁMETROS PARA EL ESTUDIO SFOV: head Kv.: 120 mA: 310 colimación de 16 x 1.25 grosor del Slide: 0,625 pitch: 0.562 delay: 18 segundos volumen del contraste : 100ml velocidad del contraste: 2 ml/seg concentración del contraste de 350 mg/ml

TÉCNICAS DE POST PROCESO Y PRESENTACIÓN •Existe una gran variedad de técnicas de presentación en CTA. Ellas incluyen : •axial, MPR, maximum-intensity projection (MIP), •surface rendering, volume rendering, y virtual endoscopy •Aunque estas técnicas son de gran utilidad para la presentación de datos, aún no se ha identificado cuales son las mejores para la identificación y caracterización de las enfermedades vasculares •Axial

and MPR tienen la información básica del volumen de datos de vasos intracraneales. Ellas permiten la evaluación de la relación entre la calcificación o estructuras óseas y los lúmenes vasculares •La

evaluación de los vasos intracraneales no es posible de realizar únicamente con imágenes reformateadas tridimensionales •En

la evaluación de los vasos de la base del cráneo, las imágenes axiales y MPR son esenciales •El

método de MPR curvo puede ser útil para la evaluación de vasos tortuosos y de vasos que están alrededor de estructuras óseas •El

MIP es un método ampliamente usado para CTA y MRA

J.G.V

Página 252

FTM 2011



•El

MIP es una proyección tridimensional reconstruida en base a valores de alta densidad •Excluye

valores de baja densidad

•Limitado •No

en el espesor del corte

es dependiente del umbral

•Ayuda

a visualizar vasos pequeños

•Cuando

la atenuación luminal arterial es menor que la calcificación, la calcificación puede ser a menudo diferenciada de los lúmenes arteriales •Aunque

la información de la atenuación es mantenida, la información de la profundidad se pierde, por lo tanto las estructuras de los vasos intracraneales pueden verse superimpuestos, como las angiografias de proyección bidimensional •El

volumen de superficie (3DSS) se obtiene gracias a tres principios:

–transformación

geométrica de las coordenadas para poder ver el objeto desde

cualquier ángulo –Sistema

de sombras: simula la presencia de una fuente luminosa

–Superficies

escondidas solo el voxel mas cercano es visto, en cualquier

proyección •El

calibre de la arteria intracraneal varia dependiendo del umbral escogido. Esto puede darnos una ligera sobreestimación de las estructuras vasculares. A diferencia del MIP, la información de la atenuación es perdida pero la información de la profundidad es preservada. Las calcificaciones no pueden ser separadas de los lúmenes arteriales pero la relación espacial entre los vasos se define adecuadamente. •Volume rendering combina 3D superficial y MIP •Efecto semitransparente •Utiliza el umbral •Separa estructuras coloreadas según el umbral •Resultado anatómico de interpretación fácil •Necesario en endoscopía virtual

J.G.V

Página 253

FTM 2011



•Visualiza partes blandas: tendones, ligamentos •Superior en partes blandas y pulmón

Técnicas de post proceso y presentación •Las

imágenes en 3D con volume rendering tienen un número de ventajas teóricas sobre el MIP y volumen de superficie. El grupo de voxels dentro de los umbrales de atenuación definidos son escogidos y la atenuación relativa del voxel es transferida a una escala de grises, la cual proporciona imágenes que son mas reales que las obtenidas con volumen de superficie •Las

imágenes en volume-rendering mantienen la relación espacial anatómica original del set de datos de la angiografía tridimensional y tienen así una apariencia tridimensional, facilitando la interpretación de las interrelaciones vasculares, lo cual esta limitado con las imágenes en MIP. La calidad de la angiografía 3D volume rendering es esencial en las imágenes de la vasculatura intracerebral, especialmente en las lesiones vasculares tales como aneurismas •Aunque

la técnica de volume rendering tiene mayor número de datos que las técnicas de MIP y del volumen de superficie, los nuevos procesamientos computarizados y sistemas de presentación no limitan su práctica y su uso versátil .Imágenes de endoscopía virtual pueden ser obtenidas a través del método de volumen rendering . Con este método, los datos de volumen son suministrados desde un punto de origen hasta una distancia finita aproximada al sistema visual humano

J.G.V

Página 254

FTM 2011



Bueno ahora es ver la anatomía tomográfica de los cortes y algunas reconstrucciones que se obtuvo, yo les recomiendo que se lean ATLAS OF SKULL AND BRAIN ANATOMY RADIOGRAPHIC DE SILVIA CAPOCCIA.( siguiente imágenes de ej. ) polígono de whillis

J.G.V

Página 255

FTM 2011


J.G.V


Página 256

FTM 2011



EXAMEN DE ANGIOGRAFIA CEREBRAL POR TOMOGRAFIA

• Es el término para aludir a las exploraciones radiológicas de los vasos sanguíneos del encéfalo mediante la inyección de un contraste. • Se lleva a cabo para estudiar aneurisma u otras lesiones vasculares intracraneales y para demostrar masas tumorales que se detectan por el desplazamiento del patrón cerebro vascular normal o por la irrigación el tumor. • OBJETIVOS: Describir la anatomía del aparato circulatorio en el cerebro. • Conocer los parámetros usados para un examen de Angiografía cerebral por TEM. • Conocer los modos de reconstrucción de una imagen en 3D para una Angiografía cerebral. • Estudiar algunas patologías importantes que se pueden diagnosticar con mayor eficacia mediante la TEM.



Los vasos sanguíneos del cerebro son generados a partir de 4 vasos principales: • Arteria carótida primitiva derecha • Arteria carótida primitiva izquierda • Arteria vertebral derecha • Arteria vertebral izquierda



Son las 4 vías por donde circulará el contraste para el previo estudio angiográfico

J.G.V

Página 257

FTM 2011



Las arterias cerebrales ascienden por los agujeros transversos de la columna cervical y adoptan una dirección medial para penetrar en el cráneo por el agujero occipital. Las arterias vertebrales se unen para formar arteria basilar que, tras un corto trayecto a lo largo de la superficie posterior de la lámina cuadrilátera, se bifurca daño lugar a las arterias cerebrales posteriores derecha e izquierda. La sangre que llega a la fosa posterior (cerebelo) lo hace a través de las arterias vertebrales y basilares. Las arterias cerebrales anterior y posterior están conectadas por las arterias comunicantes a nivel del mesencéfalo, donde forman un polígono arterial al que suele denominarse POLÍGONO DE WILLIS. La arteria comunicante anterior establece una anastomosis entre las arterias cerebrales anteriores. Las arterias comunicantes posteriores derecha e izquierda forman, cada una de ellas, una anastomosis entre la arteria cerebral posterior y la carótida interna a cada lado de la circulación cerebral.

TEM EN ANGIOGRAFIA CEREBRAL  Es un estudio de los vasos sanguíneos en exploraciones radiológicas del encéfalo mediante la inyección de un contraste usualmente no iónico.  Con este estudio podemos adquirir imágenes de las estructuras vasculares en cortes transversales.  Con la modernidad del tomógrafo las imágenes se puede reconstruir en una imagen 3D.

J.G.V

Página 258

FTM 2011



 Se lleva a cabo para estudiar aneurisma u otras lesiones vasculares intracraneales y para demostrar masas tumorales que se detectan por el desplazamiento del patrón cerebro vascular normal o por la irrigación el tumor.  Para mostrar imágenes vasculares de calidad significativa debemos tener en cuenta el uso de grosores de corte muy finos, imágenes superpuestas, inyecciones en bolo rápido de medio de contraste en un tiempo adecuado, y campos de visión pequeños. Trampas en una angiografía cerebral:  Incluir la carencia de la visibilidad de arterias pequeñas,  Dificultad que distingue la dilatación infundibuliforme en el origen de una arteria de un aneurisma  Demostración de las estructuras venosas que pueden simular aneurismas,  Inhabilidad de identificar trombosis y la calcificación en imágenes tridimensionales,  Emitir endurecer los artefactos producidos por los clips del aneurisma Las indicaciones más frecuentes de realización del TEM son:  Confirmar patología que pueda quedar dudosa en la radiografía simple.  Estudio de zonas anatómicas de difícil valoración en la placa simple, como estenosis de la bifurcación de las carótidas, un estudio completo del poligono de willis,etc.  Estudio de estenosis y oclusiones vasculares, malformaciones arteriovenosas, enfermedad neoplasica.  Estudio e identificación de aneurismas y cuellos de aneurismas. Preparación y posicionamiento del paciente:  Antes del proceso tomográfico el tecnólogo debe preparar la sala tomográfica.  Al ingreso del paciente, el tecnólogo debe explicarle cuidadosamente el examen a realizar.

J.G.V

Página 259

FTM 2011



 Pedir al paciente que se coloque la bata y que se quite todo objeto metálico de la región por explorar.  Luego de los pasos previos colocar al paciente en posición decúbito supino sobre la mesa tomográfica, de modo que la cabeza del paciente se ubique sobre el cabezal, de modo que la línea orbitomeatal quede vertical.  Tener en cuenta algunas características importantes como ausencia de rotación y la ausencia de inclinación de la cabeza durante el barrido tomográfico. Parámetros en la administración de contraste:  En ATC no hay la necesidad de una punción arterial ni de la inserción de un catéter.  La administración del contraste se da por vía intravenosa  Se utiliza contraste no iónico; Iopamed con Iobitridol (350mg/100ml).  Se le administra 100ml de contraste no ionico.  Caudal: 4 ml/seg con un inyector de energia.  Método: bolus tracking, bolus test, smart pre. Parámetros técnicos para el barrido tomográfico: Para visualizar las arterias intracraneales, la examinación incluye la región del primer cuerpo vertebral hasta la cima. Es importante incluir el atlas en el estudio para asegurar la incorporación de la arteria cerebelosa inferior posterior, que tiene un origen extracranial de las arterias vertebrales  Scanner lightspeed  Utilizamos un Kv de 120  Un mA de 350  Colimación de 16 * 0.625 mm.  Desplazamiento de la mesa de 0.937mm/rotación.  Tiempo de rotación de 0.5 seg. Parámetros de reconstrucción de imágenes:  Espesor de seccion: 0.62 mm. J.G.V

Página 260

FTM 2011



 Overlappig steps 0.3 mm.  FOV 250 mm2  Reconstrucciones de 0.3*0.3 mm2 con isotropía de datos.  Pitch:  Algoritmo: cabeza

ANALISIS DE UNA ANGIOGRAFIA POR TC: El análisis interactivo de las imágenes de fuente se debe hacer en un sitio de trabajo más bien que mirando copias duras para desarrollar una opinión mejor del curso y de las relaciones de las arterias intracraneales del interés. Un ajuste ancho de la ventana es necesario permitir la diferenciación entre las arterias llenadas de medio de contraste, el hueso, y las calcificaciones

POSTPROCECESSING DE UNA ANGIOGRAFIA POR TC: Para lograr imágenes tridimensionales de calidad es necesaria una correcta adquisición de los datos axiales. Este volumen de datos obtenido se transfiere a una estación de trabajo donde se procesarán las imágenes axiales para obtener reconstrucciones multiplanares y 3D. Entre los modos de reconstrucción de imagen tenemos:  La representación de superficie (MPR).- Planos de reconstrucción.

J.G.V

Página 261

FTM 2011



 La representación de puntos de máxima intensidad (MPI) – ángulo de visión.  La representación volumétrica (volumen reendering).- visualización tridimensional.  La representación por exhibición superficial sombreada.

1.- La representación de superficie (MPR) o Planos de reconstrucción: • El principio básico del postprocesado 2D y 3D es la adquisición de imágenes axiales en una computadora y, por consiguiente, poder crear un denominado volumen. • MPR a partir de un determinado ángulo de visión se reconstruye un plano a una determinada profundidad de volumen. • De esta forma es posible crear planos en coronal, axial, sagital, así como cualquier tipo de secciones oblicuas. • La calidad de las reconstrucciones depende en el tamaño de vóxel. • Con los datos isométricos todas las imágenes son de la misma calidad de información a los datos de adquisición iníciales, en contraste con el MIP y 3D. • MPR debe ser el método de primera elección para la angiografía por CT. • Pero es necesario eliminar las estructuras que distorsionan el volumen. • Existen varias herramientas gráficas que nos ayudan: Como el plano paralelo al Clivus

J.G.V

Página 262

FTM 2011



2.- La representación de puntos de máxima intensidad (MPI) – ángulo de visión.  MIP es no es un método 3D, ya que crea imágenes en voxels 2D que se obtiene desde distintos lugares de un volumen mostrando se como un solo plano.  Así, se pierde información de la profundidad y no es posible decir si una estructura está situada en el frente o la parte posterior, en base de una sola imagen de la MIP.  El uso del MIP en aneurismas pequeños posibilita que se tiendan a perderse.  En contraste con los otros métodos de visualización 3D:  MIP no es dependiente del umbral.  Fácil y rápido de usar.  MIP solo usa el 10% de la información contenida en un volumen.  MIP es de menor importancia de uso para la creación de angiogramas del CT , pero es muy útil cuando es utilizado interactivamente en la estación, al trabajar secciones finas de 1020 milímetros

J.G.V

Página 263

FTM 2011



Imágenes MIP: (d) sagital; (e) coronal; (f) axial.

3.- La representación volumétrica (volumen reendering), visualización tridimensional:  Es el más sofisticado método de visualización en 3D.  Se selecciona varios grupos de voxels en función de su atenuación para asignarles un color y una opacidad supuesta.  Cuando DVR se utiliza para crear angiografías, los voxels de alta atenuación que contengan información sobre estructuras óseas son seleccionados por separado de los que contienen información del contraste-vascular.  Permitiendo la creación de las imágenes en 3D que muestra las arterias en rojo y el hueso en blanco. Una alta opacidad dará lugar a imágenes similares a los producidos por SSD.  El uso de una baja opacidad puede dar lugar a la creación de los objetos transparentes .  Seleccionando un pequeño grupo de voxels con alta opacidad permite la creación de una "endoscopia virtual“  la calidad de DVR depende de muchos factores como calidad del trabajo y el algoritmo aplicado en la representación.

J.G.V

Página 264

FTM 2011



Visualización de las arterias intracraneales con dVR 3D realizada usando colores diferentes. Vistas superiores muestran las arterias coloreadas en rojo (a) y azul (b).

4.- Método de visualización 3D como Sombreado de superficie (SSD): 

Para SSD, los umbrales superiores e inferiores son definidos y elegidos desde un ángulo de visión.

 Las imágenes muestran la superficie e información sobre la forma de 3D un objeto.  Todas las estructuras se muestran en el mismo color y la información sobre la atenuación de una estructura se pierde por completo.  El Ajuste al umbral más bajo para un bajo valor (por ejemplo, 100 HU) se traducirá en una imagen que muestra muchas estructuras vasculares, incluyendo las venas y las pequeñas arterias.

J.G.V

Página 265

FTM 2011



 Cuando aumento el umbral más bajo (por ejemplo, a 200 HU), estructuras de baja atenuación desaparecerá por completo y las principales arterias aparecerán más pequeñas.

Visualización 3D dependiente del umbral con SSD. (a) Vista postero superior obtenida con umbral inferior a 100 HU muestra arterias más pequeñas como la PICA izquierda (flecha) y estructuras venosas (cabezas de flecha). (b) La vista supero posterior obtenida por el incremento de un umbral inferior a 200 HU. Muestra arterias que aparecen más delgadas en comparación a la imágen de (a) e incluso demuestran discontinuidades (flecha). Las estructuras venosas están casi eliminadas (cabezas de flecha), lo que da como resultado una imagen menos compleja.

J.G.V

Página 266

FTM 2011



Como para terminar el manual vamos a realizar más resumido los temas de exámenes por motivo de tiempo y dedicación. Como una conclusión.

Introducción a la Tomografía MultiSlice La introducción de esta nueva técnica en 1998 revolucionó el campo de la radiología, tal como lo hizo el advenimiento de la tomografía computada convencional a principios de la década de los 70. La tomografía computada fue utilizada por primera vez como herramienta diagnóstica en 1971, cuando los doctores Godfrey Hounsfield y James Ambrose diagnosticaron satisfactoriamente un tumor cerebral en una mujer de 41 años. La forma más básica de este principio es un haz rotativo de rayos X que emite radiación ionizante de un grosor definido, que se usa para irradiar al paciente en varias proyecciones. Existen detectores ubicados en el otro lado del individuo, opuestos a la fuente del haz, que detectan y registran la cantidad de radiación que ha penetrado a través de la persona. Posteriormente una computadora calcula estos valores obtenidos de las diferentes proyecciones y se genera una imagen bidimensional de un grosor específico. Estas imágenes poseen la habilidad de distinguir sustancias, a diferencia de la radiografía convencional que únicamente distingue densidades. Una vez obtenida esta imagen 2-D, el paciente avanza una distancia definida a través del gantry y el proceso es repetido, tecnología conocida como “step and-shoot”. Los adelantos tecnológicos producidos en otros campos de la ciencia fueron contribuyendo con las herramientas necesarias para que la tomografía computada siguiera evolucionando en forma constante. En 1989 se introdujo la tomografía computada helicoidal de un solo corte y poco más tarde en 1992 se introdujo la tomografía computada multislice dual. El modelo que prevaleció definitivamente fue el de tercera generación, donde tanto el detector como el tubo de rayos X giran en forma conjunta. El giro es continuo, y en un mismo sentido, mientras que el paciente avanza continuamente a través del gantry. La diferencia entre estas técnicas prevalece en que en lugar de que sólo exista un solo set de detectores, son múltiples.

J.G.V

Página 267

FTM 2011



Con la introducción de la tomografía computada espiral o helicoidal vino la necesidad de pensar de manera diferente. Para el radiólogo siempre ha sido necesario pensar en tercera dimensión, hoy por hoy la adquisición de imágenes o de datos por sí misma es volumétrica, lo que facilita este proceso. Se abandonó el concepto de trabajar con cortes aislados, para pasar al concepto de trabajar con volúmenes. La adquisición helicoidal, implica tener que manejar una gran cantidad de datos, hecho que fue solucionado con nuevas computadoras, cada vez más rápidas, y con la utilización de discos rígidos, también de gran capacidad de almacenamiento. Fue necesario elaborar nuevos algoritmos de reconstrucción ya que ahora, la adquisición, no se hacía con la camilla detenida, sino que ésta estaba en continuo movimiento. Los 3 principales aspectos técnicos de la TCMS son: su colimación, el número de filas de detectores y el tiempo de rotación del gantry. Los fabricantes de los equipos trabajan en la mejoría de estos parámetros, ya que a menor colimación, mejora la resolución espacial. El aumento de los detectores por fila, incrementa la velocidad y el volumen de la adquisición, y la disminución del tiempo de rotación del gantry, ofrece una mejor resolución temporal. Lo anterior da por resultado una reducción de los artificios producidos por movimiento, ya sea voluntario o involuntario (Ej. respiración, peristalsis intestinal, latido cardiaco). Otra ventaja fundamental es la creación en forma retrospectiva de cortes más finos o más gruesos a partir de los datos crudos, obteniendo así mayor resolución espacial a lo largo del eje largo del paciente. También se logran mejorías en las imágenes de postproceso como reconstrucciones multiplanares y en 3D debido a la resolución real espacial isotrópica, esto es voxeles cúbicos, por lo que la imagen es de igual definición en cualquier plano. Todas las ventajas mencionadas contribuyen a incrementar la eficacia diagnóstica del estudio, ofreciendo así mejores oportunidades al paciente. Sin embargo, cabe mencionar, que existe otro componente esencial para obtener una imagen diagnóstica exitosa, como lo es el entendimiento y/o conocimiento de la cuestión clínica, para poder así, diseñar un estudio dirigido al problema.

J.G.V

Página 268

FTM 2011



Dosis de radiación en estudios de TCMS:

No hay duda que la TC es una de las técnicas en el campo de la radiología, en la que el paciente es sometido a alta dosis de radiaciones. En los primeros equipos convencionales y espirales de un solo corte, todas las imágenes se obtenían con un miliamperaje constante para el área de estudio, independientemente del mayor o menor espesor de ésta. En equipos espirales y algunos multislice, ya tenían un nivel de reducción de dosis basada en el espesor de cada área, detectado en la adquisición del piloto. Esto permitía una reducción de aproximadamente del 30%. En los equipos multislice de última generación (16 y40 y 64 filas de detectores), la dosis de radiación se regula por medio de la modulación en tiempo real del área de estudio. El ajuste de la dosis es totalmente automático, al utilizar hasta 2320 mediciones por segundo para ajustar el miliamper por segundo (MAS) en tiempo real: calculándose que puede haber una reducción de hasta 66% en comparación con los equipos que realizaban los exámenes con miliamperaje fijo. De todas maneras, se siguen investigando y desarrollando constantemente nuevas herramientas para disminuir aún más la dosis de radiación en los estudios de TCMS.

J.G.V

Página 269

FTM 2011



TCMS de cráneo y cerebro Introducción: La tomografía computada es en general el primer estudio que se solicita para la evaluación de las distintas regiones del cráneo. Su aplicación está ampliamente difundida, y consiste en un método que, en general, se encuentra a disposición en la mayoría de los centro de mediana y alta complejidad. Además, la TC cumple un rol de gran importancia en los casos de urgencia ante la presencia de un paciente politraumatizado, debido a que es un método rápido y permite evaluar tanto las lesiones parenquimatosas como óseas. También cumple un rol de importancia en la evaluación de los accidentes vasculares agudos, donde la rapidez y la certeza diagnóstica cumplen un papel crucial para la aplicación del tratamiento correspondiente en tiempo adecuado.

Ventajas:

El advenimiento de la tomografía computada multislice ha aportado varias ventajas en el estudio de la patología del cráneo. Se ha transformando en una herramienta más eficiente, más rápida y con más resolución espacial. El movimiento del paciente es un problema común y produce alteraciones geométricas en la visualización de los datos. La forma de reducir los artefactos de movimiento es emplear un tiempo de exploración corto. Con la TCMS se ha producido una mejoría en la resolución temporal, al aumentar la velocidad del scanner se disminuyen considerablemente los tiempos de adquisición y disminuyen los artificios por movimientos voluntarios, facilitando el estudio de pacientes pediátricos. Las adquisiciones volumétricas permiten evaluar los datos desde cualquier ángulo y realizar reconstrucciones multiplanares sin perder calidad en las imágenes ya que las reconstrucciones son isotrópicas (igual resolución en todos los planos).

J.G.V

Página 270

FTM 2011



Las reconstrucciones 3D adquieren importancia ante la presencia de pacientes politraumatizados, ya que pueden aclarar dudas diagnósticas y brindan información útil a los médicos cirujanos para la planificación de las cirugías de reconstrucción facial. Al estudiar el cerebro con equipos axiales o helicoidal simple nos encontramos con la presencia de artificios a nivel de la fosa posterior que limitan su correcta valoración y pueden llevar a dudas o errores diagnósticos. Estos artificios están dados por el gran espesor de las estructuras óseas presentes como son el hueso temporal o la protuberancia occipital interna. La TCMS juega un rol importante en la evaluación de la fosa posterior ya que cuenta con herramientas que ayudan a sortear estos inconvenientes: disminución del espesor de corte lo cual reduce el efecto del volumen parcial y utilización de niveles altos de mAs. Los datos obtenidos en una adquisición volumétrica pueden ser reprocesados con diversos parámetros de espesor y filtros, lo cual permite evaluar con gran definición estructuras óseas y partes blandas a partir de un sólo estudio, aumentando la rapidez del estudio y disminuyendo la exposición del paciente a los rayos X.

Protocolos de estudio de cráneo y cerebro: -Macizo cráneo facial -Órbitas -Cerebro -cerebro con ventana ósea para calota craneana -Estudios con contraste ev -Estudio de dos o más regiones del cráneo en el mismo paciente

J.G.V

Página 271

FTM 2011



Desarrollo general de un estudio:

Posición: paciente en decúbito supino. Se coloca la cabeza en el cabezal correspondiente. Continúa siendo importante el correcto posicionamiento del paciente para la realización del estudio. Si bien contamos con programas de reconstrucción y reprocesado de las imágenes que nos permiten corregir la simetría de las imágenes y la correcta angulación, la adecuada posición del paciente ayuda a disminuir los artificios y reduce el trabajo de reprocesado de las imágenes. Scout view: en todos los casos se realiza el scout view o piloto para programar los cortes en el plano correspondiente.

Cortes: se realiza una adquisición volumétrica en el plano axial utilizando el protocolo correspondiente a cada región.

Angulación del gantry: no es necesario utilizar la angulación (tilt) del gantry en ninguno de los protocolos de cráneo.

Reprocesado o reconstrucción de las imágenes: se utilizan diferentes programas para trabajar con las imágenes. Estas aplicaciones cuentan con las herramientas para realizar las reconstrucciones en los distintos planos: axial, coronal, sagital y reconstrucciones 3D.

Fotografiado: debido a la gran cantidad de imágenes generadas en cada estudio, se debe realizar una selección de las imágenes resumiendo los hallazgos de importancia.

J.G.V

Página 272

FTM 2011



TCMS de Oídos y Cuello

Protocolos de estudio:

Oídos: El posicionamiento del paciente debe ser lo más simétrico posible. No es necesario angular el gantry. El espesor de corte se debe adecuar al equipo utilizado, dependiendo de la cantidad de detectores pero como regla general se realizan cortes de entre 0,5 y 0,8 mm con pitch menores de 0,625, para permitir las posteriores reconstrucciones, sin perder el detalle anatómico. La matriz es de 512x512 o 1024x1024 y la resolución High para un buen detalle anatómico. El artificio de Hounfield generado por los peñascos se disminuye de manera significativa empleando rengos elevados de mAs (entre 400 y 500 mAs/slice) con 140 kV, recordando que a menor espesor de corte debemos incrementar la técnica para obtener una buena relación señal / ruido. Si aún cuando se utilizan valores altos de mA y kV, no se logra disminuir el artificio podemos incrementar el tiempo de rotación del tubo. El contraste endovenoso solo presenta utilidad en patologías específicas (glomus timpánico, compromiso tumoral), pero no se utiliza para evaluar patología frecuente del oído medio ni cadena osicular. En los casos de utilizar contraste e.v, es suficiente 50 ml.

J.G.V

Página 273

FTM 2011



Cuello: El posicionamiento del paciente debe ser lo más simétrico posible. No es necesario angular el gantry. Para evitar el artificio proveniente de la cavidad oral (amalgamas, elementos de ortodoncia, etc.), se puede inclinar la cabeza del paciente tratando de sacar del plano de corte la región y si no resulta suficiente, se puede angular el gantry. El espesor de corte se debe adecuar al equipo utilizado, dependiendo de la cantidad de detectores pero como regla general se realizan cortes de entre 2 y 1 mm con pitch menores de 0,875, para permitir las posteriores reconstrucciones, sin perder el detalle anatómico. Como vemos estos valores son mayores que en oído porque las estructuras exploradas son de mayor tamaño. La matriz es de 512x512 y la resolución standard para un buen detalle anatómico y que nos permita ver tanto las partes blandas cervicales como los elementos óseos de la columna. 120 kV y 250 mAs / slice son suficientes para una buena relación señal / ruido. El contraste endovenoso es siempre de utilidad porque permite discriminar la gran cantidad de estructuras vasculares que atraviesan la región y caracterizar las diferentes patologías. Se utilizan habitualmente en los estudios convencionales 50 ml, recordando que al inyectar con bomba, el tiempo de inyección no debe superar al tiempo de adquisición o bien esperar un tiempo prudencial luego de administrar el contraste, para lograr un tiempo vascular mixto. Esto es porque los tiempos de obtención de las imágenes no superan los 10 segundos.

J.G.V

Página 274

FTM 2011



Técnicas de reconstrucción:

Como en todo estudio en técnica Multislice, se adquiere un sólo volumen de información y luego con herramientas de soft, se reconstruyen las imágenes en los diferentes planos del espacio (axial, coronal y sagital), siguiendo las referencias anatómicas convencionales para demostrar cada una de las estructuras que necesitamos visualizar. En el oído podemos ver con excelente detalle anatómico la membrana timpánica sin necesidad de que esta esté engrosada. La cadena osicular se despliega en su totalidad utilizando reconstrucción multiplanar curva o planos oblicuos. La superestructura del estribo es bien visualizada con una reconstrucción axial oblicua. En las estructuras cócleovestibulares, son útiles la técnica de desplegamiento coclear basado en reconstrucción curva y los planos oblicuos para demostrar los conductos semicirculares en toda su extensión y en el mismo plano de orientación espacial propio de cada uno de ellos. El recorrido del nervio facial se puede lograr en un sólo plano utilizando técnicas de MPR curvo. Las reconstrucciones tridimensionales son útiles en las malformaciones del pabellón auricular y la otoscopía virtual se puede utilizar como método de entrenamiento prequirúrgico. En el cuello la reconstrucción en los planos sagital y coronal ponen de manifiesto las distintas partes laríngeas permitiendo un reconocimiento anatómico más sencillo sobre todo para quienes no tienen entrenamiento en el plano axial. Las técnicas de laringoscopía virtual son útiles en el planeamiento previo a procedimientos más invasivos. Las imágenes de angioTC deben ser planificadas con protocolos de optimización de bolo (bolus track, bolus pro, etc), que consisten en censar cada medio segundo las unidades Hounsfield en un vaso determinado y cuando el valor de corte llega al punto deseado, el equipo comienza la adquisición.

J.G.V

Página 275

FTM 2011



TCMS de tórax El tórax es un área compleja de estudiar con los métodos por imágenes debido a la constante respiración y los movimientos transmitidos por el corazón y los grandes vasos. Como consecuencia, el examen ideal debe ser rápido y poseer suficiente resolución para detectar y diferenciar las diferentes patologías. La tomografía computada (TC) ha seguido un desarrollo vertiginoso en el tórax, contando hoy con el llamado "TC multislice", que consiste en un recorrido helicoidal a través del tórax por un amplio haz de rayos X que es recibido por varias corridas de detectores -actualmente hasta 64 filasllamados también "canales"). Esto significa que en vez de obtener cortes, se obtiene un volumen de información, con el cual se pueden realizar cortes en cualquier dirección e incluso imágenes tridimensionales, eligiendo la porción de información que nos interesa. El resultado de esta técnica nos entrega básicamente tres ventajas: imágenes de mucha mayor (TC de alta resolución); cortes en diferentes planos, lo que nos permite una correlación más estrecha con estructuras vecinas (reconstrucción multiplanar); y, finalmente, muchísima mayor velocidad de adquisición (aproximadamente 10 segundos o menos), lo que ha abierto el camino a la angio TC. Así, por primera vez es posible escanear todo el tórax en una sola apnea respiratoria con una colimación de 1 mm (adquisición volumétrica de los pulmones en alta resolución). El uso de sincronización electrocardiográfica permite reducir o eliminar los artefactos provocados por los movimientos cardiovasculares. La tomografía computada de alta resolución nos permite observar imágenes con niveles cercanos a los cortes histológicos, con una precisión nunca antes sospechada. La mirada del radiólogo experto en conjunto con los antecedentes clínicos, nos permite en ocasiones hacer diagnósticos muy precisos, que evitan someter a los pacientes a procedimientos invasivos, como ocurre en el caso de la fibrosis pulmonar idiopática. Es frecuente escuchar a patólogos correlacionar sus hallazgos histológicos con la imagenología, modificando la interpretación de sus biopsias, porque -a diferencia del trozo pequeño que puede ser estudiado en una biopsia- la tomografía nos ofrece una mirada panorámica de lo que ocurre en todo el tórax.

J.G.V

Página 276

FTM 2011



Las proyecciones multiplanares permiten sobre todo en patología neoplásica y mediastínica una aproximación más estrecha en cuanto a la relación de estructuras vecinas en la estadificación de las neoplasias. La angio TC, permite obviar procedimientos invasivos para el estudio de patología vascular. Por ejemplo su aporte en el tromboembolismo pulmonar permite un diagnóstico en pocos segundos, sin riesgos y además brindando más información al demostrar la patología consecutiva a la obstrucción vascular o también al demostrar patología alternativa. La aplicación de la navegación endoscópica en la vía aérea se conoce como broncoscopía virtual. Dicho análisis puede realizarse en el mismo estudio de una TC de tórax y cuello. Se requiere que la adquisición se realice en inspiración máxima del paciente. Demostró ser de utilidad como nueva herramienta de análisis no invasiva en patologías que comprometen la vía aérea tales como pólipos, lesiones estenosantes, comunicaciones anómalas, cuerpos extraños, etc. Está indicado para evaluar lesiones distales a estenosis de la vía aérea y para evaluar bronquios de pequeño calibre, donde el fibroendoscopio no puede acceder.

Indicaciones de la TCMS en el Tórax:  La TCMS es de gran utilidad para estudiar las masas mediastinales, su composición, características y localización, así como su relación con las estructuras vasculares.  Es una herramienta útil para la detección, caracterización y seguimiento de los nódulos pulmonares.  Excelente método para estudiar lesiones pulmonares focales o difusas con alta resolución.  La angio-TCMS es una técnica mínimamente invasiva que demostró gran utilidad para el estudio de los vasos arteriales y venosos del tórax.  Proporciona excelentes vistas tridimensionales del árbol vascular y es capaz de detectar lesiones en vasos de hasta 1 mm de diámetro.

J.G.V

Página 277

FTM 2011



 Ofrece gran utilidad en el diagnóstico de tromboembolismo pulmonar.  Estudia la vía aérea y el árbol traqueobronquial mediante las diferentes herramientas, entre ellas la broncoscopía virtual.  Permite el estudio por perfusión de los tumores pulmonares.  También es de interés para el diagnóstico de las lesiones primarias o secundarias de la pleura y pared torácica.  Es un método que permite evaluar en forma sencilla la parrilla costal con alta resolución de las imágenes.  Sirve como guía para procedimientos intervencionistas.

TCMS de Hígado y Páncreas Los protocolos se adecuan según las características del equipo a utilizar. Como parámetro general con espesor de corte de 2mm y 1mm de corrida de mesa, se logran muy buenas imágenes tanto en el plano de adquisición como en las reconstrucciones multiplanares. Se utilizan filtros de reconstrucción blandos, con técnicas de 120 kV y 300 mAs se alcanza una calidad suficiente. Es conveniente la utilización de contraste oral y endovenoso; el primero es conveniente administrarlo un tiempo prudencial antes de la adquisición del estudio, es habitual darlo una hora antes del estudio en simultáneo con aceleradores del tránsito intestinal (metoclopramida). Para el contraste endovenoso se utiliza bomba de infusión y los mililitros administrados se calculan según el peso del paciente. Los flujos van de acuerdo a la calidad de la venoclisis. Las fases vasculares siguen siendo las mismas de siempre; tiempo arterial entre 30 y 40 seg., tiempo venoso entre 80 y 120 seg. y uroexcreción a los 4 minutos aproximadamente. Es conveniente recordar que la velocidad de trabajo de estos tomógrafos excede a los tiempos vasculares, entonces debemos ser pacientes y realizar la adquisición de las imágenes en el tiempo vascular apropiado. J.G.V

Página 278

FTM 2011



Los estudios monofásicos o bifásicos, dependen de la patología a evaluar, pero como regla general el páncreas se estudia siempre en bifásico, aunque hay algunos centros que realizan trifásicos (doble fase arterial, una a los 25 seg, otra a los 35 seg y otra venosa). En el hígado, para la evaluación de imagen nodular a determinar se hacen estudios bifásicos. Para la detección de metástasis de tumor de origen primario desconocido también se realizan bifásicos; y para los primarios conocidos dependiendo de cuál, se hace bi o monofásico. Como nuevo aporte de la TC multislice en el abdomen, a parte de la multiplanaridad, la buena visualización de estructuras óseas y vasculares, podemos realizar mediciones volumétricas. Esto se aplica en la planificación prequirúrgica de tumores hepáticos, metastectomías, cirugías hepáticas mayores y transplante hepático. Tiene como finalidad determinar el volumen de hígado residual que va a quedar luego de la cirugía (que debe ser mayor al 30% del volumen funcional). Estos estudios se reprocesan en conjunto con el cirujano quien le indica al radiólogo el margen de resección técnicamente posible. Los volúmenes se determinan según sigue.

Volumen Funcional: volumen total – volumen tumoral.

Volumen residual funcional: volumen funcional – volumen de resección.

El volumen residual funcional debe ser mayor al 30% del volumen funcional para que el paciente no desarrolle insuficiencia hepática postquirúrgica. También es de suma utilidad de la evaluación prequirúrgica de las estructuras vasculares. Con las nuevas técnicas de angio-TC se obtiene un detalle anatómico de las estructuras arteriales y venosas, así como de sus variantes, que pueden ser de importancia en el momento quirúrgico y cambiar la estrategia de la cirugía.

J.G.V

Página 279

FTM 2011



URO-TCMS Con el reciente desarrollo de los equipos de Tomografía Computada MultiSlice (TCMS), la evaluación por imágenes de los pacientes con sospecha de patología urológica ha cambiado rápidamente. Muchos métodos por imágenes han sido y siguen utilizándose para el estudio del tracto urinario. La radiografía simple de abdomen se utiliza para descartar litiasis calcificadas, pero no aporta mucha información adicional. La ecografía es utilizada ampliamente por su disponibilidad en búsqueda de masas y cálculos renales, así como patología vesical, pero no logra evaluar en forma completa los uréteres, sitio frecuente de lesiones. El urograma excretor ha sido la modalidad inicial para el estudio del tracto urinario en fase excretora, sobre todo para la visualización completa de los uréteres, pero no aporta utilidad en el diagnóstico de masas renales. La medicina nuclear con el renograma utilizando radioisótopos marcados tiene utilidades precisas y limitadas. La resonancia magnética también demostró utilidad para la caracterización de masas renales y vesicales. Y la angiografía convencional se utiliza ante la sospecha de patología vascular. Pero desde que nació la TC, ha sido utilizada para la evaluación de las enfermedades urológicas. Con los equipos de TC convencionales se demostró la utilidad para caracterizar masas renales. Luego, con el desarrollo de los equipos de TC helicoidales, también comenzó a ser utilizado para la detección de litiasis ureterales. Pero el gran avance se produjo, cuando a los fines de los ´90 se incorporaron los equipos con múltiples filas de detectores, que logra obtener una ase excretora completa del tracto urinario, simulando un urograma excretor, y así tratando de convertirse en la modalidad que combina las habilidades de todos los demás métodos en un sólo estudio. El concepto de URO-TCMS es entonces atractivo ya que puede evaluar en forma integral el sistema urinario, partiendo desde el parénquima renal, con buena diferenciación cortico-medular, las estructuras de la pelvis renal, con las papilas excretoras y los grupos caliciales, los uréteres en forma completa, la vejiga urinaria, e incluso la vascularización renal con gran definición tanto de las arterias como de las venas.

J.G.V

Página 280

FTM 2011



Indicaciones de la URO-TCMS  Paciente con cólico lumbar  Hematuria  Caracterización de masas renales  Estadificación de tumores renales, uroteliales, vesicales y de próstata  Búsqueda de litiasis urinaria  Definición de la causa de hidronefrosis  Patología inflamatoria  Paciente con trauma abdominal o politraumatizado  Hipertensión renovascular  Donadores vivos de riñón  Anomalías congénitas  Control de catéter urinarios (p.e. doble jota)  Control post-quirúrigcos (p.e. neovejigas)

Ventajas de la URO-TCMS

 Alta resolución espacial: los equipos de TCMS logran adquisiciones volumétricas con cortes submilimétricos permitiendo la obtención de vóxeles cúbicos lo que resulta en la obtención de imágenes con resolución isotrópica. Esto permite realizar reconstrucciones en múltiples planos y tridimensionales con igual resolución al plano de adquisición. Esta es la ventaja más importante que se ha logrado con estos equipos, ya que ningún otro método logra tal definición y claridad en las imágenes del sistema urinario.

J.G.V

Página 281

FTM 2011



 Alta resolución temporal: con una mayor cantidad de filas de detectores que cubren un longitud mayor en el eje Z combinado con una mayor velocidad en la rotación del tubo, se logró un mejoramiento importante en la resolución temporal, permitiendo la adquisición de una enorme cantidad de información en periodo de tiempo muy corto.  Menor tiempo de estudio: cobra importancia en el estudio de pacientes críticos, con asistencia respiratoria, politraumatizados, y en pacientes pediátricos, en muchos caso evitando la sedación anestésica para la realización del estudio.  Estudio multimodal, multifásico y multiorgánico: ya que permite realizar en un solo estudio adquisiciones angiográficas, parenquimatosas con y sin contraste endovenoso, en fase arterial, venosa y excretora en forma completa, combinando las habilidades de otras modalidades diagnósticas, y estudiando casi todos los órganos del tracto urinario.  Evaluación extra-urinaria: debido a que se realiza una tomografía de abdomen y pelvis, también permite evaluar órganos y sistemas más allá del tracto urinario, agregando un valor importante en el estudio de pacientes sintomáticos sin diagnóstico definido.

Desventajas de la TCMS

 Incremento de información: con estos equipos se incrementó la cantidad de información obtenida en cada estudio, con más de 1000 imágenes en cada estudio de URO-TCMS, lo que obliga a la utilización de estaciones de trabajo para la interpretación de las mismas.  Tracto urinario distal: no evalúa la uretra, sitio de patología frecuente en pacientes con hematuria, siendo la cistouretrografía contrastada el método por imágenes de elección.  Uso de contraste iodado: es conocido que se asocia a reacciones adversas impredecibles que, aunque son infrecuentes, generan un riesgo de morbi-mortalidad. El gadolinio es radiodenso y podría ser una

J.G.V

Página 282

FTM 2011



alternativa (aunque todavía no está comprobado) en pacientes con historia de alergia al contraste iodado.  Disponibilidad y costos: todavía hay muy pocos equipos en el país que permitan realizar estudios de URO-TCMS, y los costos de los tomógrafos, así como de las estaciones de trabajo son muy elevados.  Radiación: los equipos de TCMS generan una dosis efectiva de radiación elevada en comparación con los anteriores equipos, sin embargo cuando se realiza un balance riesgo/beneficio en pacientes que necesitan realizarse el estudio, no implica una contraindicación.

Protocolos de estudio de URO-TCMS Debido a que el método es reciente y está en pleno desarrollo, todavía no existe un protocolo estandarizado de estudio de URO-TCMS. Se han postulados varios enfoques algunos que combinan la TC con el urograma excretor, llamados híbridos, y otros que son de TC solamente.

Protocolos híbridos: se basan en que el urograma excretor sigue siendo el método de referencia para las imágenes de la fase excretora del tracto urinario, e intentan combinar las ventajas de los métodos. Utilizan la TC para el estudio de los riñones y el urograma excretor para el resto del tracto urinario. Tienen la desventaja del traslado del paciente en diferentes salas. Para resolver ese inconveniente algunos incorporaron un tubo de Rx en la sala de tomografía (con la complejidad y costos que ello implica) y otros reemplazan la radiografía simple por el piloto (topograma o scout) que realiza el tomógrafo, pero con menor resolución. Las ventajas son que se puede realizar en cualquier equipo de tomografía sin el requerimiento de postprocesamiento.

J.G.V

Página 283

FTM 2011



Protocolo de URO-TCMS Todo protocolo debe incluir: • Imágenes sin contraste EV • Imágenes contrastadas en fase arterial y/o venosa • Imágenes en fase excretora con proyección urográfica

Fase sin contraste EV: Se debe escanear todo el abdomen y pelvis. Es útil para la detección de litiasis, para definir las características de masas renales antes de inyectar contraste EV, y para la exclusión de hemorragias.

Fase arterial: Se debe administrar un 80-100 mL de contraste EV a un flujo de 3-4 mL/seg. Se aquiere en una fase temprana entre los 30-60 seg después del inicio de la inyección. Sirva para evaluar a las arterias renales y sus variantes, las alteraciones de la perfusión renal, y al parénquima renal con una buena diferenciación cortico-medular.

Fase venosa: Se adquiere abdomen y pelvis a los 90-180 seg luego de la administración del contraste, obteniendo una fase nefrográfica homogénea, siendo útil para evaluar masas renales y uroteliales, pequeñas masas medulares, así como también las venas renales y la vena cava inferior.

Fase uroexcretora: Se realizan cortes tardíos a los 8-12 min, debiendo incluir todo el árbol urinario. Útil para evaluar lesiones uroteliales, necrosis papilar, deformidad calicial, estenosis ureterales, patología inflamatoria, etc. Permite reconstruir y visualizar en un plano todo el árbol urinario, convirtiéndose en la fase

J.G.V

Página 284

FTM 2011



preferida por los médicos derivantes, por su similitud con el urograma excretor. Sin embargo, es difícil obtener en una sola adquisición la opacificación de todo el sistema excretor, debido a la peristalsis fisiológica de los uréteres. Por ello se han desarrollado estrategias para una fase excretora completa: una es darle tiempo al sistema urinario a que excrete mayor cantidad de contraste EV; también ayuda la compresión y/o descompresión abdominal, la posición prona, la infusión de solución fisiológica y la administración de diuréticos.

Conclusiones

La URO-TCMS es una modalidad prometedora que se encuentran en pleno desarrollo y que permite una evaluación integral del sistema urinario. Combina las habilidades de diferentes métodos utilizados para la evaluación de las patologías urológicas en un solo examen. Por lo que se espera que en poco tiempo la URO-TCMS sea considerado el método de referencia en el estudio de pacientes con sospecha de enfermedades del tracto urinario.

J.G.V

Página 285

FTM 2011



TCMS: aplicaciones cardiovasculares La TCMS en los estudios angiográficos, se basa en la rápida adquisición de los datos durante el paso del contraste por la fase arterial o venosa. El procedimiento ofrece la mayor intensidad de contraste dentro de la luz del vaso, que permite diferenciar este de las estructuras vecinas. Esta novedosa técnica, en la actualidad es comparable con la angiografía por sustracción digital, que sigue siendo el método de referencia de los estudios vasculares, aventajando a esta, por ser menos invasiva. Principios básicos de la Angio-TCMS: No hay duda de que el principal aspecto en la realización de estudios contrastados con TCMS es poder definir adecuadamente el tiempo de inyección del bolo de contraste en relación con el comienzo de la adquisición de los datos. Este tiempo se basa en el conocimiento de la geometría del bolo. Este se define como el patrón de intensificación del contraste, medido en la región de interés, relacionado el tiempo y la atenuación alcanzada de las unidades Hounsfield. De estos parámetros se genera una curva de intensidad del contraste por tiempo, que ofrecen estos modernos equipos de TCMS. Existen diferentes parámetros que pueden influir en la geometría del bolo, entre ellos algunos factores demográficos como la edad, el peso, la superficie corporal, la presión arterial y la frecuencia cardíaca. Las enfermedades que afectan la fracción de eyección alteran el tiempo de circulación del contraste. También hay que tener en cuenta la concentración del contraste, el volumen a inyectar y el flujo de inyección. Para la obtención de un estudio de alta calidad, los parámetros más importantes son el volumen y el tiempo de inyección del contraste. El retardo entre el comienzo de la inyección del contraste y el comienzo de la adquisición de los datos debe ser óptimo. Existen dos modalidades que nos permite adecuar el momento justo para comenzar el scan: el test bolus y el bolus tracking. En el test bolus se toma una región de interés dentro de la luz de un vaso, próxima al área que será estudiada. Se inyectan unos 20 mL. de contraste a un flujo igual al que posteriormente será inyectado, realizándose cortes simples dinámicos a intervalos entre 1 y 3 segundos. Cuando este llegue a esa zona predeterminada el pico de atenuación en el tiempo obtenido, se utilizará como retardo para la inyección del bolo principal. En el bolus J.G.V

Página 286

FTM 2011



tracking existe un programa que coordina el comienzo de los cortes, cuando la mayor tinción es alcanzada en el área de interés por el contraste. Programa para el estudio del corazón: La angio-TCMS del corazón utiliza una adquisición de datos optimizada, controlada y coordinada con el electrocardiograma (ECG), para reconstruir imágenes y evaluar la información obtenida. Existen dos formas básica de adquisición: un estudio secuencial (disparo prospectivo) y una exploración helicoidal (sincronización retrospectiva). Se obtienen imágenes del corazón en diferentes momentos del ciclo cardíaco. De esta manera, para la reconstrucción de las imágenes finales se utilizan los datos que corresponden a la fase del ciclo cardíaco en que el corazón presenta menor movimiento (generalmente en la mesodiastole). Indicaciones de la angio-TCMS en el aparato cardiovascular:  Tiene utilidad en el diagnóstico precoz de los aneurismas aórticos, así como también en su evaluación pre-quierúrgica.  Cuantificación del calcio coronario, lo que permite evaluar el riesgo de infarto miocárdico.  Evaluación anatómica de las arterias coronarias, permitiendo la caracterización de las placas ateromatosas y cuantificación de las estenosis.  De vital importancia en el estudio de la vasculatura arterial pulmonar en el diagnóstico de la enfermedad tromboembólica pulmonar.  Además sirve para los estudios arteriales y venosos de cualquier región del cuerpo, ya sea para su detalle anatómico como para el estudio de malformaciones y las diferentes enfermedades vasculares.

J.G.V

Página 287

FTM 2011



TCMS del sistema osteoarticular Los principales aportes de la TCMS en el sistema osteoarticular son la rapidez y resolución de imagen. En conjunto con reconstrucciones multiplanares y 3D, permiten un mejor diagnóstico de fracturas sutiles, lesiones complejas, y condiciones patológicas enmascaradas por artefacto metálico. A su vez ha demostrado ser especialmente útil para la comunicación de información espacial compleja. Técnicas de estudio: Con el objetivo de las reconstrucciones volumétricas de proveer alta resolución anatómica en planos coronales, sagitales y axiales, maximizando la visualizaron de la superficie articular, algunas consideraciones técnicas deben tenerse en cuenta: - posicionar la región de estudio en el centro del gantry permite mejor interpolación de datos y por lo tanto da mayor resolución de imagen. - los parámetros del protocolo de estudio son fundamentales para la reconstrucción de la imagen. A fin de optimizar el estudio de regiones pequeñas como las articulaciones de la muñeca o tobillo, la adquisición helicoidal debe combinar una colimación angosta de 1–2 mm y un pitch de 11,5 con incrementos de 1 mm en la reconstrucción. En cambio, aéreas de estudio más grandes como la pelvis o muslo, pueden ser examinados con colimación más amplia (3 mm) pitch de 1-2 mm y reconstrucción cada 2 -3 mm. - acortar el tiempo de estudio acota el artefacto por movimiento. Las reconstrucciones 3D son especialmente susceptibles a los movimientos, y la adquisición helicoidal limita o elimina este artefacto en pacientes con dificultad para mantener la posición. Técnicamente, para reducir estos artefactos, se recomienda seleccionar el FOV más chico posible, evitando incluir estructuras óseas que no desean ser estudiadas. -aumentando el kV se incrementa la penetración y se reduce la dosis total que recibe el paciente. Se recomienda 140kV para la columna y pelvis, y 120kV para las extremidades. - el principio de oblicuidad en el estudio de superficies articulares define que la articulación de posiciona en ángulo óptimo de 45 grados para permitir el mayor número posible de cortes transversales a la articulación.

J.G.V

Página 288

FTM 2011



- en prótesis metálicas, aumentando el mAs aumenta el flujo de protones y reduce el artefacto. El artefacto depende de la geometría del implante, y es más severo en la dirección de mayor grosor de la prótesis. Este debe ser balanceado con la dosis de radiación. Con la TCMS el pitch puede ser reducido a menos de 1, produciendo la superposición de los cortes, incrementando el mAs en las imágenes reconstruidas. - la rápida inyección de contraste (3ml por seg) y la adquisición en el pico de realce es fundamental en los estudios para evaluar posibles infecciones en músculos, neoplasias de partes blandas, y la vascularización con contraste endovenoso en diferentes lesiones.

Ventajas y desventajas de TCMS

Mejora la resolución espacial La rapidez del escaneo reduce el artefacto por movimiento, mejorando la calidad de la imagen Múltiples regiones de un paciente traumatizado son posibles al incrementarse la velocidad de adquisición. La adquisición volumétrica permite reconstucciones multiplanares y 3D. No se necesita angulación del gantry. Inclusión de grandes volúmenes que exceden el valor diagnostico, incrementándose la dosis de radiación. Si bien la adquisición es rápida, el procesamiento de datos, edición de imágenes y archivo consume mucho tiempo. La gran producción de imágenes obliga un sistema de almacenamiento y archivo que incrementa los costos. La revisión e informe de tal volumen de imágenes demanda mayor tiempo.

J.G.V

Página 289

FTM 2011



TCMS en trauma

Su superior capacidad para detectar fracturas y su extensión en comparación con la radiografía convencional hacen esta tomografía clave para el tratamiento. Seleccionados pacientes son candidatos para la realización de TCMS por las características del trauma. El método proveerá información adicional acerca de anormalidades de partes blandas adyacentes, y puede demostrar la anatomía en áreas más complejas, donde la radiografía es incierta. La reconstrucción 3D permite el análisis sin rotar el paciente y un mejor planeamiento quirúrgico.

Columna cervical La radiografías de columna cervical permite la detección de 60-70% de las fracturas, la TC incrementa al 97-100% la sensibilidad; sin embargo, las lesiones ligamentarias y de la medula espinal requieren RM. Permite la evaluación de la porción más baja, o bien mejor definición cuando coexiste con otras comorbilidades, por ejemplo un trazo de fractura en una artritis. En el traumatismo se indica para pacientes concientes con sospecha de fractura, cuya radiografía es anormal o insuficiente para el diagnóstico, o bien pacientes inconscientes con traumatismos a los que se les explora la región cerebral, se debe incluir C1- C2. pacientes intubados, dado el artefacto radiológico del equipamiento anestésico, a los que se les explora cabeza hasta C3.

Columna dorsolumbar Se deben incluir al menos dos vertebras por encima y dos por debajo de la región deseada, y MPR para analizar lesiones complejas como de articulaciones facetarias y de elementos posteriores.

J.G.V

Página 290

FTM 2011



Pelvis La TC permite gran sensibilidad para fracturas acetabulares y pélvicas complejas, detección de fragmentos intra-articulares, interpuestos, impactados marginalmente y fracturas ocultas del anillo pelviano. Las fracturas sutiles de sacro así como su relación con el foramen sacro son más evidentes una visión axial del hueso generada por MPR. La reconstrucción volumétrica permite evaluar el componente óseo y la vasculatura pelviana en simultáneo, o un mejor mapeo vascular en una misma adquisición.

Rodilla La reconstrucción multiplanar permite evaluar la estructura ósea en el traumatismo, permitiendo la cuantificación por ejemplo de la depresión del platillo tibial aún cuando la rodilla no se puede posicionar para la radiología convencional.

Hombro La escápula se encuentra altamente asociada a contusiones del hombro, la pared torácica y el pulmón. La TCMS muestra claramente las relaciones con el parénquima adyacente. En las lesiones de húmero proximal, las reconstrucciones multiplanares muestran la relación espacial de los fragmentos de la fractura, el número y su grado de rotación.

Articulación esternoclavicular El esternón es mejor evaluado en planos coronales y oblicuos coronales. Las reconstrucciones MPR en el eje z permiten evaluar mejor la orientación de las dislocaciones.

J.G.V

Página 291

FTM 2011



Muñeca Si bien con la adquisición en el plano coronal sería suficiente para la detección de fractur no evidentes en la placa radiográfica, las adquisiciones volumétricas permiten la evaluación en cualquier perspectiva.

Infección La TC es útil para detectar la infección y determinar si músculos, fascias y tejido subcutáneo adyacente se encuentra comprometido. Su demostración en imágenes multiplanares permite mejor planeamiento quirúrgico. El contraste endovenoso es necesario para definir la extensión de dicho compromiso. En el músculo afectado el realce es menor que el normal. Los abscesos de partes blandas son más evidentes aun en planos poco diferenciados.

Enfermedad tumoral Si bien para la evaluación de los tumores la RM es de preferencia, la TC muestra superioridad en la detección de destrucción cortical ósea y calcificaciones de la lesión. Por su capacidad para definir los coeficientes de absorción de los procesos intraóseo, La tomografía permite diferenciar entre un quiste y una lesión fibrosa, o la presencia de componente graso en caso de un lipoma. La información anatómica de tumores y metástasis provista por 3D es muy útil cuando los síntomas se localizan en un área en particular, como costillas, pelvis hombro o columna. Esto también es especialmente útil para el éxito de procedimientos de aspiración o biopsia. En la enfermedad vascular la tomografía proporciona información diagnostica en relación a aneurismas, seudoaneurismas y síndromes de atrapamiento arterial. Un ejemplo de la utilidad de la TC multicorte en la enfermedad vascular es el caso de la necrosis isquémica de la cabeza femoral, donde al combinarse las reconstrucciones en estadios tardíos de la enfermedad se puede evaluar el colapso del hueso subcondral, fundamental para la planeación quirúrgica. J.G.V

Página 292

FTM 2011



Imágenes postoperatorias La tomografía helicoidal presenta deterioro secundario al artefacto producido por los implantes, y la RM es muy susceptible también. La TCMS compensa tal artefacto y posibilita el estudio a pesar de tornillos, placas o prótesis.

Estudio del paciente oncológico por TCMS El estudio de TCMS en el paciente oncológico es una herramienta muy útil para el diagnóstico y localización de la enfermedad primaria y para la valoración de la extensión de la enfermedad. La TC es capaz de detectar tanto la presencia de lesiones secundarias como invasión vascular tumoral en los estudios contrastados. Así como también valorar posibles complicaciones asociadas a la evolución de la enfermedad. El uso de la TCMS con contraste endovenoso es uno de los métodos más utilizados en el estudio inicial del paciente oncológico así como también en el seguimiento evolutivos. La alta disponibilidad del método hoy en día asociado a la posibilidad de estudiar varias regiones corporales en solo pocos segundos optimizando el uso del medio del contraste hace que en muchos casos la TCMS sea el estudio de elección para la estatificación y seguimiento posterior del paciente oncológico. En su mayoría los estudios se deben realizar con contraste endovenoso para lograr una mayor contraste de tejidos y para poder caracterizar las lesiones hipervascularizadas, hipovascularizadas, quísticas. En el caso de los tumores intracraneales el estudio de elección es en general la resonancia con contraste, aunque en algunos casos se indica la TC también. Las masa del cuello, más específicamente en la región de la laringe, suelen ser malignas, siendo casi todas carcinomas de células escamosas. El diagnóstico es en general por laringoscopia, pero la endoscopia tiene la limitación para valorar la invasión de los tejidos profundos. Por ello el papel de la Tc es demostrar la extensión en profundidad, la relación de la masa con las estructuras circundantes, y las adenopatías.

J.G.V

Página 293

FTM 2011



El carcinoma broncogénico (cáncer de pulmón) es actualmente la principal causa de muerte por cáncer tanto en el hombre como en la mujer. La tomografía tiene un doble papel en el paciente con sospecha de carcinoma broncogenico en la radiografía de tórax. Inicialmente puede facilitar de forma importante el diagnostico, al proporcionar una caracterización más precisa acerca del tamaño, localización, contorno, extensión y composición tisular de la lesión. Además, la Tc también interviene en el proceso de estatificación para verificar la extensión de la enfermedad. El estudio de un paciente con carcinoma broncogenico o sospecha del mismo requiere la detección y la caracterización de las lesiones pulmonares, hiliares, mediastinicas, pleurales, de la pared torácica y del abdomen superior. La tomografía computada es la técnica más útil para estudiar todas estas regiones de forma simultánea. El principal uso de la Tc en el estudio de las neoplasias del tracto gastrointestinal es evaluar el tamaño, extensión y la resecabilidad de las mismas. Los estudios de gastroscopia y colonoscopía virtual permiten evaluar directamente la lesión primaria endoluminal. Los hallazgos en la Tc en los tumores del tracto gastrointestinal pueden incluir el engrosamiento de la pared, una masa intraluminal, luz intestinal irregular o dilatada, alteración del tejido graso adyacente, perforaciones o trayectos fistuloso, ganglios regionales aumentados de tamaño, metástasis en órganos a distancia (hígado). El estudio de las masa hepáticas focales debe ser sin duda realizado tras la administración de contraste endovenoso y en fases sin contraste, arterial, venoso y una adquisición en fase tardía a fin de poder caracterizar las lesiones, y poder diferenciar las masas benignas de las malignas. El hepatocarcinoma o carcinoma hepatocelular, el tumor primario maligno más frecuente, puede ser solitario, múltiple, o invasivo difuso. El aspecto del hepatocarcinoma por Tc puede ser variable y depende del tamaño, vascularización, composición histológica y patrón de crecimiento del tumor. El hígado es la segunda localización más frecuente, tras los pulmones, de afectación por metástasis a distancia. Por lo tanto la valoración del hígado es una parte crucial dentro de la evaluación clínica de la mayoría de los pacientes con cáncer.

J.G.V

Página 294

FTM 2011



El cáncer de páncreas es el noveno tumor maligno en frecuencia, estudios recientes apoyan el hecho de que la Tc debería ser el procedimiento inicial en cualquier paciente con sospecha de cáncer de páncreas .La Tc es útil para para la estadificación de la neoplasia, así como también la resecabilidad del tumor. El carcinoma de células renales es el tumor primario maligno más frecuente del riñón representando el 3 % de todos los tumores malignos. La tomografía es el método ideal de elección para la valoración de una sospecha de masa renal así como para la estatificación de la neoplasia detectada. Es obligación la realización de imágenes sin y con contraste. El diagnóstico del carcinoma de células renales mediaste Tc se basa en el reconocimiento de la alteración en el contorno, parénquima, sistema colector, y grasa del seno renal. El estudio de la invasión vascular tumoral también se realiza con la TC con contraste EV. En cuanto a las neoplasias de origen anexial o ginecológicas la Tc no sería el primer método de elección para su estudio primario, en este caso la ecografía o resonancia magnética tiene indicaciones más claras. Sí se utiliza la tomografía en el seguimiento y para estatificación de estos pacientes.

TCMS Dental: “Dental Scan” Los huesos de la boca comprenden dos estructuras complejas: el hueso maxilar superior y el maxilar inferior o mandíbula. Presentan forma de arco, lo que hace dificultosa su exploración por medio de técnicas radiográficas habituales. Además, la superposición de estructuras densas como los dientes y sus raíces pueden ocultar tejidos subyacentes. Sin embargo, se han desarrollado varias técnicas específicas. Por lo que los dentistas evalúan los huesos de la boca por medio de radiografías en sus oficinas. La tomografía computada convencional también es utilizada para evaluar los huesos de la boca, sin embargo las imágenes en los cortes coronales afectados por artificios debido a los arreglos dentales. A fines de la década del ´90, con la introducción de los equipos de tomografía computada con múltiples filas de detectores y de programas que permiten evaluar las estructuras corporales en múltiples planos con alta resolución ha cambiado y revolucionado la manera de evaluar los huesos maxilares por medio de imágenes. J.G.V

Página 295

FTM 2011



Programa de tomografía dental Los programas reconocidos que se comercializan con los equipos de tomografía computada requieren adquisiciones de imágenes con espesores submilimétricos que permitan reosntrucciones multiplanares con resolución isotrópica. Las imágenes se adquieren en el plano axial acomodando el maxilar en estudio con el eje mayor perpendicular a la camilla. La boca debe permanecer semiabierta con una separación mediante un dispositivo radiolúcido (por ejemplo, bajalenguas). Se debe utilizar filtro o algoritmo para tejido óseo, con una matriz igual o mayor a 512 x 512 y con un campo de visión fijo preestablecido (150 –180 mm). En la estación de trabajo, una vez ejecutado el programa se traza una línea sobre el corte axial que recorra el reborde alveolar del maxilar en estudio. A partir de esta línea curva se reconstruyen imágenes en plano panorámico (simulando las radiografías panorámicas convencionales). Luego el programa ejecuta automáticamente cortes ortogonales a la línea curva antes establecida obteniendo entonces la posibilidad de evaluar la calidad y cantidad del reborde alveolar en toda su extensión. Es importante tener en cuenta que el objetivo de los programas es realizar cortes que serán trasladadas a placas con tamaño real. Por lo que cada equipo tendrá que ser calibrado con la impresora y con el protocolo a utilizar.

Planeamiento de implantes dentales

El factor desencadenante para el desarrollo de estos programas han sido los implantes dentales. Estas estructuras están formadas por cilindros metálicos que son embebidos quirúrgicamente dentro de la zona edéntula del hueso maxilar, a los cuales se fija la pieza dentaria protésica. De esta manera, los pacientes encuentran una atractiva alternativa a las dentaduras removibles estándares. Los dentistas y cirujanos orales han tenido dificultades con las radiografías convencionales a la hora de determinar la disponibilidad ósea para la colocación de implantes dentales. Además también presentaron inconvenientes para localizar con exactitud el conducto dentario inferior y otras estructuras importantes de los maxilares.

J.G.V

Página 296

FTM 2011



Los programas de planeamiento dental que utilizan las adquisiciones de los tomógrafos multidetectores han demostrado su utilidad para evaluar con exactitud tanto el alto como el ancho del reborde alveolar, permitiendo realizar mediciones exactas en las zonas candidatas a la colocación de las prótesis. También identifica y localiza estructuras vitales como el foramen mentoniano, el conducto dentario inferior, los canales linguales vasculares, el foramen incisivo, y el piso de los senos maxilares, zonas que no deben dañarse con la implantación de piezas protésicas ya que pueden ocasionar complicaciones.

Otras utilidades del dental scan

Actualmente, los programas de tomografía dental son ampliamente utilizados para la evaluación pre-implantológica. Sin embargo, también se ha demostrado su utilidad en otras patologías odontológicas como no odontológicas que afectan a los huesos maxilares. Se pueden valuar con gran resolución las afecciones inflamatorias endo y periodontales, las fístulas oroantrales, quistes, tumores, procedimientos quirúrgicos, fracturas, dientes retenidos, etc. Se puede obtener una información detallada de las lesiones permitiendo una adecuada caracterización de las mismas y evaluar la relación con las estructuras anatómicas vecinas. En conclusión, la tomografía computada multi-slice dental es una nueva herramienta que permite estudiar con detalle y exactitud los huesos maxilares y sus enfermedades.

Estudios virtuales con TCMS A inicios de los „90, con el desarrollo de la TC helicoidal, surge la posibilidad de obtener información volumétrica de una región del organismo en una sola adquisición, permitiendo mejorar la realización de reconstrucciones multiplanares (MPR), y nuevas reconstrucciones tridimensionales (3D). Pero también surgen programas de “endoscopía virtual” que permiten la evaluación de la luz de un órgano hueco sobre la base de la información obtenida en las imágenes axiales de la TC.

J.G.V

Página 297

FTM 2011



Recién en 1994 se da el primer paso en la aplicación de los programas de navegación endoscópica virtual en el estudio del colon, y se conoció como “colonoscopía virtual”. Ya en 1998 con la aparición de la TC Multislice (TCMS) se introducen grandes avances tecnológicos permitiendo mejoras el desarrollo de los programas de los estudios virtuales.

Aplicaciones clínicas El estudio del colon mediante programas de navegación endoscópica es la aplicación que más se ha desarrollado hasta el momento. Sin embargo, los mismos principios fueron propuestos para analizar otras regiones en forma no invasiva. Así, los estudios virtuales pueden estudiar otras regiones tales como: •

Tracto digestivo superior

•

Esófago

•

Estómago

•

Vía aérea

•

Laringe

•

Tráquea

•

Bronquios

•

Sistema Cardiovascular

•

Sistema Urinario

•

Sistema Reproductor

J.G.V

Página 298

FTM 2011



Colonoscopía virtual (CV) También llamada colonografía por TC, es un método no invasivo que permite la evaluación de todo el colon en búsqueda de lesiones sobreelevadas y lesiones estenosantes. Es una técnica que ya tiene más de diez años de desarrollo e investigación, a lo largo de los cuales ha demostrado tener muy buenos resultados, similares a los de la video colonoscopía convencional (VCC). En los últimos años se lo ha propuesto como estudio de screening para el estudio de cáncer colorectal, debido a que permite detectar con gran eficacia lesiones premalignas (pólipos) en fase asintomática.

Parámetros a tener en cuenta en CV Preparación: Al igual que en la VCC, es necesario que el paciente realice una preparación con catárticos con el objetivo de logran una limpieza intestinal, eliminando restos de materia fecal que puedan interferir en el análisis. Adquisición: el estudio de CV consiste en realizar un TC de abdomen y pelvis con baja técnica, con la particularidad de insuflar el colon con aire o CO2. Primero se hace una adquisición con pocos cortes de prueba para evaluar la distensión y la limpieza, y luego realizan adquisiciones en posición supina y prona, lo que permite desplazar líquido o restos residuales. Interpretación: en estaciones de trabajos y con programas especiales se interpretan las imágenes con las diferentes herramientas tales como los cortes axiales crudos, MPR, imágenes tridimensionales con ventanas de 3D, 4D (de transparencias) y de navegación endoscópica. Debido a que la utilización de todas estas herramientas consume mucho tiempo se han propuesto dos enfoques: uno que prioriza una evaluación 2D y complementa con 3D en casos de dudas (este enfoque es el preferido por los radiólogos cuando se introducen en el método debido que están más acostumbrados a dichas imágenes), y el otro enfoque prioriza una evaluación endoscópica virtual, la cual es más simple de realizar y consume menos tiempo (preferida por los radiólogos entrenados en TCMS).

J.G.V

Página 299

FTM 2011



Nuevas herramientas en desarrollo Navegación con apertura de haustras: en una modificación de la navegación endoscópica, la cual permite desplegar las paredes del colon y mostrarlas como en una carpeta con lo que se logra una mejor visualización, particularmente de zonas difíciles tales como detrás de las haustras y pliegues colónicos. También permite disminuir el tiempo de análisis. Limpieza electrónica: esta herramienta permite disminuir la exigencia de la preparación, debido que si se tiñen los restos de materia fecal y el líquido residual con contraste oral baritado o iodado, luego se puede eliminar en forma electrónica y automática teniendo en cuenta la densidad de los mismos. Si bien el programa ya está desarrollado, lo que falta por determinar es la preparación adecuada que permita obtener una buena tinción de los residuos. Detección automática: es una herramienta que interpreta automáticamente las imágenes de TC con el programa habitual detectando lesiones elevadas, permitiendo realizar mediciones de tamaño y densidades. El objetivo es disminuir el tiempo de análisis y mejorar las interpretaciones de lectores no experimentados. Ventajas y desventajas de la CV Las principales ventajas radican en que se trata de un estudio no invasivo, rápido, que no requiere sedación ni anestesia, sin complicaciones y con muy buenos resultados, comparables al método de referencia. También es de gran utilidad en la estadificación del cáncer de colon ya que permite evaluar estructuras extracolónicas. Tiene la desventaja de utilizar radiación ionizante y que sólo permite realizar diagnóstico y no terapéutica. Indicaciones actuales (2007) • Videocolonoscopía convencional incompleta (p.e. por dolicocolon, ángulo infranqueable, etc) • Evaluación proximal a lesión estenosante (p.e. enfermedad diverticular, tumores endoluminales, etc.) • Pacientes malos candidatos para VCC (p.e. insuficiencia cardíaca, respiratoria, coagulopatías, etc.) • Pacientes con historia de poliposis familiar (para cuantificación de número y tamaño de cada pólipo)

J.G.V

Página 300

FTM 2011



 Luego de diez años de investigación, con suficiente evidencia, las sociedades científicas norteamericanas aceptaron al CV como método de estudio para screening de cáncer de colon. Endoscopía virtual del tracto digestivo superior Los programas de navegación endoscópica también fueron aplicados para el estudio de patologías esofágicas y gástricas. Hay que tener en cuenta que para poder realizarlo se debe distender los órganos con aire (efervescente), contraste oral (positivo) o agua. Demostró ser de utilidad en casos particulares como en la estadificación de cáncer gástrico y esofágico, evaluación de lesiones submucosas con mucosa sana, evaluación distal a estenosis de la luz, y pacientes con contraindicación de endoscopía convencional. Endoscopía virtual de la vía aérea La aplicación de la navegación endoscópica en la vía aérea se conoce como broncoscopía virtual. Dicho análisis puede realizarse en el mismo estudio de una TC de tórax y cuello. Se requiere que la adquisición se realice en inspiración máxima del paciente. Demostró ser de utilidad como nueva herramienta de análisis no invasiva en patologías que comprometen la vía aérea tales como pólipos, lesiones estenosantes, comunicaciones anómalas, cuerpos extraños, etc. Está indicado para evaluar lesiones distales a estenosis de la vía aérea y para evaluar bronquios de pequeño calibre, donde el fibroendoscopio no puede acceder.

Angioscopía virtual coronaria

Se trata de una herramienta adicional de análisis en la Coronariografía por TCMS. Su principal utilidad radica en la caracterización de placas ateromatosas que comprometen la luz de las arterias coronarias. El método de referencia es la ecografía intravascular que se realiza colocando un transductor en un catéter dentro de las arterias coronarias durante una angiografía convencional, la cual es prácticamente inaccesible en nuestro país por los costos.

J.G.V

Página 301

FTM 2011



La angioscopía virtual todavía es un método de evaluación en desarrollo, que permitiría determinar la composición, configuración y extensión de las placas coronarias. Todavía falta realizar mejoras en los programas para que pueda demostrar su potencial. Histerosalpingoscopía virtual Los avances en la medicina reproductiva y el aumento de la tasa de infertilidad ha incrementado la demanda de estudios tales como la histerosalpingografía (HSG). Utilizando casi el mismo procedimiento que la HSG para lograr la tinción de la cavidad endometrial y las trompas de Falopio, se adquiere una TC de pelvis en 3 segundos, obteniendo datos que luego se reconstruyen en la estación de trabajo, logrando imágenes con diferentes formas de visualización que simulan una HSG, con similares resultados, e incluso con mayor resolución y detalle. También permite evaluar estructuras extracavitarias como la pared uterina, los ovarios, la grasa peritoneal y retroperitoneal, los órganos pelvianos no genitalesy la pelvis ósea. Además, con la navegación endoscópica se simula una histeroscopía convencional, que incluso en algunos casos permite navegar por dentro de las trompas (salpingoscopía). La mayoría de los estudios se realizan sin la necesidad de pinzamiento y tracción del cuello uterino y con un material de contraste iodado hidrosoluble diluido, lo que reduce en forma significativa el dolor y el disconfort de las pacientes cuando se compara con el método tradicional. Por último hay que destacar que el menor tiempo de exposición a los rayos x (3 seg) reduce la dosis de radiación efectiva. Dichas ventajas ubicarán a esta modalidad en el algoritmo de estudio de las pacientes con infertilidad.

J.G.V

Página 302

FTM 2011



TCMS de cuerpo entero El gran avance de la tecnología de la TCMS ha generado grandes expectativas para el diagnóstico temprano de diversas patologías, por lo que ha sido postulada como método de screening, por ejemplo para el cáncer de pulmón, de colon, coronariopatías, etc. Sin embargo, su aplicación ha generado controversias, principalmente por la alta exposición a radiaciones ionizantes. No obstante, muchas instituciones han promocionado el estudio del cuerpo entero directamente a los pacientes, generando una demanda creciente, que en muchos casos es autorreferida.

Parámetros a tener en cuenta

Para la realización de un estudio de cuerpo entero por TCMS es importante conocer la capacidad de recorrido de la camilla, lo que determinará la longitud máxima del examen. Se debe administrar contraste oral para evaluar el tubo digestivo. Si el estudio se realiza sin contraste EV, se obtiene una sola adquisición desde la cabeza hasta los pies en apnea inspiratoria. Si se solicita con contraste EV, primero se realiza una fase sin contraste de cerebro y abdomen, y luego una adquisición larga con contraste EV desde la cabeza hasta los pies en tiempo venoso, y por último una fase de uroexcreción tardía en riñones y vejiga. Se deben ajustar el pitch y la velocidad de rotación del tubo para que la adquisición larga no dure más de 40 seg. Con los datos obtenidos, luego se pueden realizar reconstrucciones con filtros y FOV adecuados a cada región. También es recomendable utilizar herramientas y ajustes para utilizar la mínima dosis de radiación necesaria. En promedio, un estudio de cuerpo entero tiene 50 mSv de dosis efectiva, equivalente a 2500 radiografías de tórax.

J.G.V

Página 303

FTM 2011



Actualidad y futuro de la TCMS de cuerpo entero Al momento (2009), no hay evidencia suficiente que demuestren que la TCMS de cuerpo entero sea costo/efectiva. Es necesario que se realicen estudios con gran cantidad de pacientes y bien diseñados que avalen su utilidad. Una probable aplicación encontraría lugar en el enfoque de pacientes politraumatizados, donde un scan de 30 seg aceleraría la toma de decisiones terapéuticas, en reemplazo de múltiples estudios protocolares (Rx de columna cervical y de tórax, TC de cerebro, ecografía de abdomen, etc.) que retrasan el actuar médico. Además existe un auge en la importancia que se le debe atribuir a la dosis de radiación recibida por los pacientes. Esto obliga a que se aumenten los esfuerzos para crear diferentes estrategias y herramientas que reduzcan la dosis de radiación con TCMS.

Para cualquier sugerencia y criticas constructivas. Cel.: 998091669 Correo: [email protected]

Gracias

J.G.V

Página 304

FTM 2011


J.G.V


Página 305

FTM 2011

Manual Practico Tomografia 2011

Recommend Documents