9 tomografia

CAPÍTULO IX: TOMOGRAFÍA COMPUTARIZADA 81

Bioing. PEDRO PABLO ESCOBAR – Imágenes en Medicina.

CAPÍTULO IX: TOMOGRAFÍA COMPUTARIZADA

8.1. INTRODUCCIÓN

Fue descubierta y desarrollada por Hounsfield y Cormack en la década del 70, en Inglaterra. Ha supuestouno de los avances más importantes en radiodiagnóstico y la medicina contemporánea. La TC puededefinirse como el método radiológico en el cual se logra una imagen que es el resultado de la reconstrucciónbidimensional de un plano tomográfico de un objeto, obtenida mediante una computadora.

La innovación de la TC radica en dos cambios fundamentales:

1) No existe receptor de imagen del tipo película, tubo intensificador u otro similar; sino que el hazcolimado que atraviesa al paciente es capturado por unos detectores muy precisos.

2) Los valores recogidos por los detectores se envían a una computadora que analiza la señal,reconstruye la imagen a partir de la información mediante complejos algoritmos matemáticos yfinalmente la muestra o imprime.

8.2. PRINCIPIO DE FUNCIONAMIENTO

La forma exacta en la que se produce la imagen en TC es muy complicada y requiere sólidos conocimientosde ingeniería, física e informática, pero los principios básicos pueden ser explicados con cierta facilidad sisuponemos un conjunto formado por el haz de RX colimado y un único detector, acoplados de tal manera demoverse en forma sincronizada.

Cuando el conjunto fuente-detector realiza un barrido o traslación a lo largo del paciente, las estructurasinternas del organismo atenúan el haz en función de su densidad y número atómico. La intensidad deradiación remanente se detecta y se crea un perfil de intensidades que se llama proyección.

Al final de cada barrido, el conjunto fuente-detector gira y comienza un segundo barrido para obtener unanueva proyección; y así se repite el proceso un buena cantidad de veces hasta obtener un gran número deproyecciones. Estas proyecciones no se visualizan sino que se almacenan en forma numérica en lacomputadora, quien procesa los datos superponiendo cada proyección para reconstruir la estructuraanatómica explorada.

La superposición de las proyecciones se realiza dividiendo la señal del detector en cada traslación entremúltiples valores, con incrementos comprendidos entre 50 y 80 kVp. El valor de cada incremento estárelacionado con el coeficiente de atenuación del recorrido total del haz a través de los tejidos. Medianteecuaciones simultáneas se obtiene una matriz que representa la sección estudiada.

8.3. MODOS DE FUNCIONAMIENTO

Primera generación de escáneresEsta descripción anterior de un conjunto haz colimado y un único detector desplazándose sobre el paciente ygirando entre barridos sucesivos, corresponde a los primeros equipos de TC. La desventaja era su lentitud,exigían 180 barridos con un giro de 1° entre cada uno empleando más de 5 minutos en un examen.

En estos equipos primitivos se empleaba un bolsa llena de agua para obtener una detección uniformedurante el barrido. El agua era necesaria para suavizar el cambio brusco de atenuación del haz entre el airey los huesos del cráneo, puesto que estas máquinas primarias estaban diseñadas para estudiar sólo lacabeza.

Segunda generación de escáneres



Estos equipos también eran del tipo traslación-rotación y ya no se fabrican. Emiten un haz con forma deabanico y varios detectores que se trasladaban y y rotaban en forma sincrónica.

La principal ventaja era su velocidad ya que al aumentar el número de detectores se reduce el tiempo debarrido. Como consecuencia, el giro posterior a cada barrido era de 5° o más. Además la detecciónsimultánea por varios canales aumenta la calidad de la imagen.

La desventaja es que un haz en abanico aumenta la radiación dispersa y afecta la calidad del material finalentregado.

Escáner de primera generación(El gantry rota 1° en cada proyección)

Escáner de segunda generación(El gantry rota 5° a 10° por cada proyección)



Tercera generación de escáneresLa principal limitación de los escáneres de segunda generación seguía siendo la duración del examen querondaba los 20 segundos. Para superar esa limitación, en los nuevos escáneres el tubo de RX y una matrizde detectores rotan en torno al paciente, consiguiendo tiempos de examen de sólo 1 segundo. Estos equiposutilizan un haz en abanico (30° a 60° de amplitud) y una matriz curvilínea de al menos 30 detectores, demanera que el haz cubra por completo al paciente durante el examen.

Pueden incorporar colimadores prepaciente y postpaciente (o predetector) para reducir la radiación dispersa,mejorar la calidad de la imagen y reducir la dosis entregada al paciente. La colimación prepacientedetermina el grosor del corte anatómico, que recibe el nombre de perfil sensitivo.

Uno de los problemas que tienen es la ocasional aparición de artefactos en anillo cuando falla un detector,ya que cada detector recibe información de una sección anular del organismo durante un barrido. Si falla undetector o un conjunto de ellos aparecerá un artefacto en anillo en la imagen reconstruida.

Cuarta generación de escáneresAl igual que los anteriores, estos escáneres sólo poseen movimiento de rotación, pero en este caso sólo girael generador de RX y los detectores permanecen fijos.

La detección de radiación se consigue mediante un conjunto de al menos 1000 detectores colocados en elperímetro de una circunferencia, dentro de la cual se ubica al paciente. Utiliza un haz en forma de abanicopara aumentar la superficie de exploración. El tiempo de examen es de 1 segundo y pueden explorarsesecciones anatómicas de grosor variable.

El problema de estos equipos es que la dosis que recibe el paciente es mayor que con otros escáneres.Además tienen un costo más elevado debido al gran número de detectores y toda la electrónica asociada aellos. En estos escáneres el artefacto más frecuente es de forma circular, debido a la geometría de lossensores.

Escáner de tercera generación Escáner de cuarta generación

Tendencias actuales en el diseño de escáneresTodos tienden a mejorar la calidad de la imagen reduciendo la dosis entregada al paciente. Se handesarrollado escáneres más rápidos que permiten la TC dinámica. En muchos equipos nuevos se haadoptado la tecnología del anillo deslizante, que permite la rotación continua del tubo de RX y de losdetectores.



Consideraciones sobre la calidad de la imagenNo se puede emitir una crítica definitiva sobre qué equipos producen mejores imágenes. Gran parte de lacalidad final de la imagen depende de las funciones matemáticas utilizadas en la reconstrucción; y estastécnicas están perfeccionándose continuamente desarrollando algoritmos cada vez más complejos y máseficientes.

Resumen de características

Generación Movimiento Tipo de haz Detectores Tiempo de escaneo1° Traslación/Rotación Lápiz 1 + 300 seg.2° Traslación/Rotación Abanico +10 20 seg.3° Rotación Abanico +30 1-2 seg.4° Rotación Abanico 1000 1 seg.

8.4. COMPONENTES DE UN EQUIPO DE TC

Los componentes principales de un equipo de TC son el conjunto de grúa, el ordenador y la consola deoperación. Cada uno de estos componentes está formado a su vez por distintos subsistemas que realizanfunciones específicas. En la siguiente figura se observa un esquema general de un servicio de tomografíacomputarizada.



8.4.1. CONJUNTO DE GRÚA

El conjunto de grúa está formado por el tubo de rayos X, la matriz de detectores, el generador de altatensión, la camilla del paciente y los elementos mecánicos de soporte de todos estos componentes. Estossubsistemas se controlan desde la consola y envían datos al ordenador para generar y analizar la imagen.

Conjunto de grúa: gantry, camilla, detectores y tubo de RX.

A. Tubo de Rayos X

El tubo de RX para un equipo de TC debe cumplir exigencias especiales. Trabaja con corrientesrelativamente bajas (menos de 100 mA) pero requieren de una elevada potencia instantánea.

La capacidad calorífica del ánodo está entre 500.000 y 2.000.000 HU y se emplean rotores de altavelocidad para favorecer la disipación del calor y el enfriamiento rápido del ánodo.

El tamaño del punto focal no es de gran importancia porque la TC no se basa en el principio de laimagen geométrica sino en la reconstrucción de múltiples proyecciones tomográficas, pero de cualquiermanera se los diseña con un punto focal pequeño para elevar la resolución espacial.

B. Detectores de radiación

B.1. De centelleo: están constituidos por un conjunto cristal-fotodiodo. El cristal puede ser degermanato de bismuto (BGO), yoduro de cesio (CsI) o tungstenato de cadmio (CdWO4). Lacantidad de detectores varía según el equipo, pero normalmente hay de 1 a 8 detectores/cm ode 1 a 5 detectores/grado. Esta concentración de detectores es una de las características más



importantes de los equipos de TC porque determina la resolución espacial del equipo. Alrededordel 90% de los rayos que alcanzan a los detectores son absorbidos y contribuyen a la señal desalida, pero físicamente no es posible colocar los detectores tan próximos entre sí y el espacioentre detectores puede ocupar el 50% del área atravesada por la radiación. Así, la eficacia realde detección se reduce a 45%. Esto tiene una segunda lectura: el 55% de la radiación restantecontribuye a elevar la dosis que recibe el paciente sin aportar a la información de la imagen.

B.2. De gas: consisten en una gran cámara metálica de gas con separadores espaciados aintervalos regulares de aproximadamente 1 mm, que dividen a la cámara total en un grannúmero de cámaras pequeñas y cada una de ellas funciona como un detector. El conjunto sesella herméticamente y se llena con un gas inerte (Xe y/o Kr). La ionización de cada cámara esproporcional a la cantidad de radiación incidente. La eficacia intrínseca de estos detectores esdel 45%, pero la distancia entre ellos puede reducirse hasta alcanzar la misma eficacia real dedetección que los de centelleo: 45%.

C. ColimaciónEn TC suele haber dos colimadores. Uno en la carcasa del tubo o en las proximidades del mismo(prepaciente) que determina el grosor del corte y la dosis que recibe el paciente, y que está formado porvarias secciones de colimación para conseguir un haz RX casi sin divergencia.

El segundo colimador (postpaciente o predetector) restringe el haz RX que alcanza al detector, reduce laradiación dispersa y si está correctamente ajustado con el colimador prepaciente ayuda a definir elgrosor del corte o sección examinada.

D. Generador de Alta TensiónTodos los equipos de TC son trifásicos, porque ello permite usar rotores de alta velocidad y proporcionarlos picos de potencia necesarios. Para reducir el tamaño del equipo, algunos fabricantes colocan elgenerador de alta tensión en el interior de la grúa e incluso en la rueda giratoria de la grúa, eliminandoasí un sistema de enrollado y desenrollado del cable de alimentación.

E. Camilla del pacienteEs una de las partes más importantes del equipo. Además de soportar al paciente y proveerle la mayorcomodidad posible, debe estar fabricada de un material con bajo número atómico Z para que nointerfiera en la transmisión del haz RX hacia los detectores. Las camillas más modernas se fabrican deláminas de fibras de carbono (Z = 12) que son muy delgadas y resistentes al mismo tiempo.



La camilla debe moverse mediante un motor suave y preciso que permita colocar al pacienteexactamente en la posición deseada. Si el posicionamiento de la camilla no es exacto, se corre el riesgode irradiar dos veces el mismo tejido y perder la exposición de otro.

Además, la camilla debe reposicionarse en forma automática para un nuevo barrido luego de haberfinalizado el anterior, evitando así que el operador del equipo tenga que ingresar a la sala areposicionarla. Se reduce así el tiempo de examen de cada paciente y se agiliza el servicio.

Esquema de funcionamiento de tomógrafo single-slice o de corte único

8.4.2. EL ORDENADOR

El método de reconstrucción de la imagen por superposición de múltiples proyecciones implica contar con unordenador de alta velocidad y capacidad de procesamiento matemático, porque dependiendo del formato dela imagen puede ser necesario resolver en forma simultánea hasta 30.000 ecuaciones realizando cerca de2.000.000 de operaciones matemáticas. El costo del ordenador alcanza la tercera parte del costo total delequipo de TC completo.

Muchos de los ordenadores requieren de un ambiente de trabajo controlado, por lo que normalmente sedispone una sala adyacente para situar al ordenador, donde se mantiene una humedad relativa por debajodel 30% y una temperatura inferior a 20°C, para reducir las probabilidades de falla.

La arquitectura del ordenador se basa en el microprocesador y en la memoria primaria, estos componentesson los que determinan el tiempo de reconstrucción (es decir, el tiempo que transcurre desde que se terminala adquisición hasta que aparece la imagen en pantalla). En TC se producen tiempos de reconstrucción de



hasta 30 segundos. La eficacia del examen está influida por este tiempo, especialmente cuando el estudiocomprende muchas secciones tomográficas. Unos pocos escáneres modernos utilizan una matriz demicroprocesadores que trabajan en paralelo y permiten una reconstrucción de la imagen en un tiempoinferior a 1 segundo.

8.4.3. LA CONSOLA DE OPERACIÓN

Los equipos de TC más pequeños y económicos sólo tienen una consola. Pero si el régimen del servicio escontinuo y se requiere emplear el equipo al 100% de sus posibilidades, se hace indispensable laincorporación de otra consola. Muchos equipos de TC poseen dos consolas: una para el operador del equipoy otra para que el médico observe la imagen y manipule su contraste, tamaño, aspecto y otros parámetros.

A. Consola del operadorPosee los controles y medidores para seleccionar la técnica apropiada, controlar el movimiento de lagrúa, la posición de la camilla, programar el sistema para cortes contiguos o intermitentes y permite lareconstrucción y transferencia de la imagen hacia la consola del médico.

Existen controles e indicadores de corriente, tensión, tiempo de barrido y grosor del corte. Los valoresnormales de tensión de pico son superiores a 100 kVp. Los valores normales de corriente estáncomprendidos entre 20 y 50 mA si el haz generado es continuo, pero llegan hasta varios cientos de mAsi el haz es pulsátil.

El tiempo de barrido varía entre 1 y 5 segundos en los equipos más rápidos. Los grosores de cortesuelen variar entre 3 a 10 mm, aunque los equipos permiten cortes de hasta 1 mm para exámenes dealta resolución. La selección de un grosor va seguida de un ajuste automático del colimador.

La consola suele tener dos monitores, en uno se despliega toda la información del paciente (ID delhospital, nombre, historia clínica, edad, sexo, médico responsable, motivo del estudio, etc) y del examen(número de examen, técnica, posición de la camilla, parámetros de exploración, etc); y en el otro sevisualiza la imagen resultante antes de enviarla a la consola del médico para su diagnóstico o aldispositivo de impresión.

B. Consola del médicoSe emplea para observar la imagen y elaborar informes diagnósticos sin interferir con las operacionesdel escáner. Requiere de un ordenador propio porque si se emplea la capacidad del ordenador delescáner puede llegar a elevarse el tiempo total del proceso dado que el control del escáner tieneprioridad.

Desde esta consola el médico puede manipular la imagen para mejorar la calidad de la información yobtener la máxima eficacia diagnóstica. Esta manipulación incluye el ajuste de brillo, contraste,ampliación, visualización de la zona de interés, técnicas de sustracción y empleo de paquetes desoftware específicos de análisis de imágenes médicas que posibilitan la construcción de histogramas denúmeros de TC, el análisis de planos y volúmenes de orientación diversa, el cálculo de medias ydesviaciones estándares, etc.

C. Almacenamiento e impresión de las imágenesExisten varios formatos de almacenamiento de la imagen tomográfica. Puede ser en discos flexibles,

cintas magnéticas, discos duros locales, almacenamiento en PACS y más recientemente, haytendencias para “almacenamiento en la nube” (cloud-storage) haciendo referencia a espacios dealmacenamiento y recuperación disponibles en internet. Para almacenamiento en discos, se utilizanestándares internacionales para la compresión de datos e imágenes sin pérdidas, aumentando mucho lacapacidad de almacenamiento.

Para la visualización posterior, se usan cámaras láser o multiformato para grabar los datos en películafotosensible. Se pueden grabar desde 1 a 20 imágenes en cada película de 20 x 25,4 cm. El eslabóndébil de esta cadena es el monitor de televisión del que se extrae la fotografía. Para obtener imágenesde calidad es preciso utilizar monitores de alta resolución.



8.5. TOMOGRAFÍA HELICOIDAL O VOLUMÉTRICA

La TC helicoidal o volumétrica (TCH) tiende a reemplazar al modelo clásico. Se basa en la rotación continuadel tubo de RX (dentro de la carcasa) de emisión continua mientras que la camilla del paciente se desliza alo largo de la carcasa. Esto permite una mayor velocidad en la recolección volumétrica de la información yreduce los artefactos debidos a la respiración y al movimiento interno del organismo del paciente.

Los rayos X trazan una hélice o helicoide a lo largo de la superficie del paciente, produciendo una hélice deproyecciones de la cual se generan imágenes multiplanares. Para obtener una imagen auténticamente axial,los datos recogidos por encima y por debajo del plano seleccionado se interpolan y luego se analizan encada plano axial. De este modo se pueden obtener imágenes de calidad idéntica en cualquier plano dereconstrucción.

Tomografía helicoidal.

El tubo de RX gira una revolución (360°) por segundo y la camilla o mesa avanza a una velocidaddeterminada por el grosor de los planos. Esto se define como ritmo o factor de desplazamiento (Pitch):

Pitch = Avance de la mesa por cada revolución / Grosor del plano.

Por ejemplo, Pitch 1:1 (P=1) significa que durante un giro completo del Gantry la mesa del paciente avanzaa una velocidad tal que recorre una distancia igual al espesor del corte. Si el espesor del corte es de 5 mm,entonces la mesa avanzará 5 mm por cada giro de 360º del tubo de Rayos X alrededor del paciente.



Ejemplos de avance para diferentes pitchs en single-slice.

Un pitch de 1 indica que no existen solapamientos ni “huecos” en la espira de adquisición.

Si el pitch es mayor de uno y se mantienen constantes el kV, el mA y la colimación del haz,aumenta el avance de la mesa por lo que la espira de adquisición “se estira” y aparecen “huecos”en la misma, disminuyendo la radiación sobre el paciente.

Un pitch menor de uno con el resto de parámetros constantes, implica solapamiento de la hélice,obteniéndose una mayor relación S/R a costa de una mayor dosis de radiación del paciente.

El pitch alto se utilizará, en pacientes poco colaboradores, en angiografías y estudios en apnea. El volumendel tejido que se toma en cada imagen, se puede calcular como:

colimación * paso * tiempo de barrido

Cuando la capacidad térmica del equipo es baja, el tiempo de rotación del tubo, es más de 1 sg por cada360º, por lo que la fórmula del tejido–imagen, nos queda de la siguiente manera:

Pitch = (colimación * paso * tiempo de barrido)/Tiempo de rotación del tubo

Perfil de sensibilidad del corte

El espesor del corte en TC, se determina mediantecolimadores a la salida del tubo y antes de losdetectores. Sin embargo debido al tamaño del focode rayos x y a la radiación dispersa, el corte nuncaes rectangular, sino que su morfología de su perfil(perfil de sensibilidad), es ligeramente trapezoidal.

Para el pitch 1:1, el valor de perfil de sensibilidad decorte será solo del 10% mayor, que en un TCconvencional. Para un pitch 2:1, el perfil desensibilidad de corte es aproximadamente un 40%más ancho. Si utilizamos un pitch 3:1, el perfil desensibilidad de corte se incrementa notablemente.

El pitch influye tanto en el perfil de sensibilidad delcorte como en el algoritmo de interpolación. Laresolución del eje z, será peor con algoritmos deinterpolación a 360º que a 180º, debido a que elperfil de sensibilidad del corte es más ancho. Parareducir el perfil de sensibilidad de corte, utilizaremosuna interpolación de 180º y reduciremos el pitch.



Generación de las imágenes

En TC helicoidal, cada punto del tejido a examinar es visto sólo una única vez, debido al recorrido en hélicedel haz de RX a lo largo del paciente. Esto implica que las imágenes deberán generarse por interpolación delos datos obtenidos.

Desarrollo de la helicoide a lo largo deleje z (axial)

Generación de las imágenes axiales

Obtención de las imágenes interpoladas

Diseño del TC helicoidal

A diferencia de la TC convencional, donde el tubo de RX es seguido por un conjunto de cables que rotansolidariamente, la TC helicoidal emplea la técnica de anillos deslizantes.

Los anillos deslizantes electromecánicos que conduce la electricidad y las señales eléctricas, a través deanillos y escobillas, situadas en una superficie que gira sobre un soporte fijo. La superficie fija forma un anillofijo, sobre el que rota la segunda superficie con escobillas, que barren la primera, esto permite un girocontinuo de la grúa (tubo), sin interrupción y evita la necesidad de tener cables eléctricos. Las escobillas,están compuestas por material conductor, como aleación de plata y grafito y han de sustituirse anualmente.



En TC convencional el tubo de RX recibe la energía para una rotación, que normalmente dura 1 segundo,pero los intervalos son entre 6 a 10 segundos, lo que permite al tubo enfriarse entre un barrido y el siguiente.En el TC helicoidal, el tubo de rayos x, se somete a un estado térmico importante, ya que recibe energíadurante unos 30 segundos sin interrupción. Por ello el tubo del TC helicoidal, se caracteriza por su elevadacapacidad térmica, por sus altas tasas de enfriamiento y por su gran tamaño. Todos estos condicionantestécnicos incrementan el ruido del sistema.

Detectores

En TC helicoidal se utilizan mayoritariamente detectores de estado sólido, ya que su eficacia globales de 80%. La eficacia de los detectores consiste en:

• Disminuir la dosis de radiación, que recibe el paciente• Permitir tiempos de barridos rápidos• Aumentan la RSR, por lo tanto la calidad de la imagen

Generadores de alta tensión

En TC helicoidal, se necesitan generadores de potencia de aproximadamente 50 Kw, que pese a sugran tamaño deben caber en la grúa rotatoria, además los anillos deslizantes de alta tensión debende ir provisto de un aislante térmico.

Resolución del eje z

La resolución transversal (eje x, y), viene determinada por la matriz y el FOV, mientras la resoluciónlongitudinal del eje z, se establece según la combinación de varios factores como la colimación decortes finos, pitch 1:1, velocidad de la camilla, reconstrucción de interpolación de 180º.

Parámetros en TC helicoidal

Los parámetros que hay que valorar, son los siguientes:

• Capacidad de contención de respiración del paciente• Volumen de tejido de imagen, que a su vez depende de:

* Tiempo de examen* Movimiento de camilla* Pitch* Colimación* Tiempo de rotación

• Algoritmo de reconstrucción• Tiempo de barrido: la mayoría de los TC, son capaces de tomar imágenes durante 60 sg sininterrupción.

La mayoría de los pacientes son capaces de mantener la respiración durante 40 seg, por consiguiente hayuna diferencia de 20 seg. Si se requiere más de 40 seg, para obtener el estudio será preciso utilizar saltosde barrido con intervalos de descanso entre cada barrido, para dejar respirar al paciente.

Algoritmos de interpolación

Dada la geometría de la adquisición en los TC helicoidales, los datos obtenidos no puedenemplearse directamente para reconstruir imágenes transaxiales siendo necesario un cálculo a partirde la espiral oblicua continua. Existen unos programas informáticos (algoritmos de interpolación)que permiten estimar un valor de atenuación comprendido entre dos valores conocidos en el eje Z.Estos programas asumen una relación lineal entre dos valores conocidos e interpolan datosseparados bien por 360º (una revolución completa del tubo) o bien por 180º (media revolución)



El resultado de la interpolación es una imagen transversal prácticamente idéntica a la del TCsecuencial convencional

La interpolación de 180º aporta una mejor resolución en el eje Z con respecto a la de 360º y permitereformateos coronales y sagitales de mejor calidad

A diferencia de los TCH monocortes, los TCH multicortes disponen de un algoritmo dereconstrucción que utiliza múltiples puntos (por lo que las imágenes y los reformateos son másfidedignos) denominado Z-filtering.

Las ventajas del sistema de adquisición son varias:

1. Ajustando los tiempos de adquisición se pueden explorar volúmenes de varios centímetros en unpequeño período de apnea del paciente.

2. La rapidez del sistema permite reducir la cantidad de sustancia de contraste inyectado en estudiosangiográficos.

3. Se puede hacer reconstrucción y sustracción de estructuras en cualquier dirección con igual calidad.4. Reduce la presencia de artefactos por borrosidad cinética.5. Aumenta el rendimiento del servicio al reducir el tiempo de cada estudio.6. Permite la reconstrucción multiplanar o 3D.

Como desventajas podemos citar:

1. Envejecimiento precoz del tubo por su limitada capacidad de disipación del calor, cuando se eligengrandes volúmenes de exploración.

2. Presencia de mayor ruido en la imagen respecto de la TC clásica por el efecto de la interpolación delos datos y la baja intensidad de corriente empleada.

3. Requiere una mayor planificación de cada estudio.4. El ritmo de desplazamiento de la mesa debe ser ajustado a la colimación del haz.5. En reconstrucción 3D de estructuras vasculares aparece un artefacto de escalón (stair step) debido

a la interpolación insuficiente de los datos (undersampling) en bordes con gran diferencia decontraste.



8.6. TOMOGRAFÍA MULTICORTE

Los tomógrafos helicoidales multicorte se basan en los TC de tercera generación, en los que existe un girosincrónico de tubo y detectores mientras tiene lugar el avance de la mesa. Son tomógrafos helicoidales cuyoarco de detectores (también llamado bandeja o array) consta de dos o más filas. A medida que aumenta elnúmero de filas de detectores del arco, es posible adquirir un mayor número de cortes aumentando almismo tiempo la cobertura, es decir, el número de centímetros del paciente que se abarcan en cada giro deltubo (y por tanto el avance en cada giro)

Esquema de filas de detectores: 1 fila (monocorte), 4 filas y 16 filas (multicorte)

La característica fundamental del TCHMC que le diferencia de sus predecesores es la capacidad deadquirir más de un corte simultáneamente. Para que esa capacidad sea posible el sistema debe contarcon más de una fila de elementos detectores.

Es preferible utilizar la denominación “TC multicorte” en lugar de “TC multidetector” ya que el número defilas de detectores suele ser mayor que el número de cortes que el equipo puede adquirirsimultáneamente. El número máximo de cortes posibles está determinado por el número de canalesmáximos que la electrónica del sistema puede procesar al mismo tiempo.



Para recordar el diseño y el tipo de detectores e ilustrar la cobertura de un TCHMC en cada giro vamos arepresentar un arco con 16 filas de detectores, todos del mismo tamaño (arco de detectores simétricos).

Debajo representamos una escala numérica de 4 cm, que utilizaremos en los ejemplos que describimos acontinuación

Todos los detectores tienen similar longitud en el eje Z (1.25 mm). Por ello, el arco de 16 filas no puedecubrir más de 2 cm (16 x 1.25 mm) en el eje longitudinal del paciente en cada giro. El equipo representadotiene 4 canales; por tanto no es capaz de adquirir más de 4 cortes simultáneos.



5 mm

Al esquema anterior hemos añadido la colimación del haz de rayos y el número de detectores que cubre (4detectores). El número de cortes (4) y su grosor (1.25 mm) están representados. En la escala centimétricase indica la cobertura del paciente en el eje longitudinal (5 mm).

Si se disminuye la colimación aumenta la anchura del haz de rayos, y podemos cubrir 8 detectores, porejemplo, en lugar de 4. Como el equipo sólo tiene cuatro canales, se combinan las filas de detectores dedos en dos de tal manera que se obtienen 4 cortes de 2.5 mm cada uno. Así, conseguimos un aumento dela cobertura en el eje longitudinal (Z) del paciente, que alcanza los 10 cm

Tomografía helicoidal multicorte

Todos los conceptos técnicos y principios analizados para tomografía convencional multicorte se empleanen TCH multicorte, por lo tanto pitch, velocidad de avance de la mesa, interpolación y otros son igualmenteválidos para esta técnica. La diferencia es que ahora la hélice cubre una mayor región por cada avance,dado que las filas de detectores abarcan un mayor volumen de tejido a analizar.

Las principales ventajas del TCHMC frente a los equipos monocorte se pueden resumir como sigue:

1. Mejoría de la resolución espacial en el eje largo del paciente (eje Z)



2. Mejoría de la resolución temporal (disminución significativa del tiempo empleado en adquirir losdatos para formar una imagen en el estudio de una región anatómica determinada) y disminucióndel tiempo de exploración

3. Mayor cobertura: posibilidad de estudiar un mayor volumen del paciente en cada giro del conjuntotubo-detectores

4. Mayor eficiencia: mejor uso de la energía proporcionada por el tubo de rayos X y prolongación de lavida útil de este último

Ejemplos de avance para diferentes pitchs en multislice.



8.6. CARACTERÍSTICAS DE LA IMAGEN

La imagen de TC es distinta a la obtenida en radiografía convencional, ya que no se obtiene por accióndirecta de los RX sobre el receptor de imagen sino que se crea una imagen electrónica que se almacena yvisualiza como una matriz de intensidades.

8.6.1. MATRIZ DE IMAGENLa imagen en TC está constituida por un conjunto de celdas, cada una con un número, que se visualizan enun monitor como niveles de brillo o densidad. Los escáneres modernos emplean matrices de 512 x 512, osea 262.144 celdas.

Cada celda de información es un píxel (picture element o elemento de imagen) y la información contenida encada píxel es un número TC o unidad Hounsfield. El píxel es la representación bidimensional de uncorrespondiente volumen de tejido. El volumen de tejido recibe el nombre de voxel (volume element oelemento de volumen) y está definido por el tamaño del píxel multiplicado por el grosor del corte.

Para un tamaño de matriz determinado, cuanto mayor sea el diámetro de la reconstrucción mayor será eltamaño del píxel. Pero si aumentamos el tamaño de la matriz, se reducirá el tamaño del píxel.

8.6.2. NÚMEROS DE TCCada píxel aparece en el monitor de video como un nivel de brillo y en la imagen fotográfica como un nivelde densidad óptica. Estos niveles corresponden a un rango de números de TC para cada píxel. Los númerosde TC constituyen una escala arbitraria de unidades de atenuación o de densidad radiológica en la cual el 0corresponde a la densidad del agua, el –1000 a la densidad del aire y el +1000 a la del hueso.

El número de TC está directamente relacionado con el coeficiente de atenuación de RX del tejido del voxelcorrespondiente. La ecuación empleada para obtener el número de TC es la siguiente:

w

wkTCN

0.

donde 0 es el coeficiente de atenuación del píxel bajo análisis, w el del agua y k es una constante quedetermina el factor de escala para el rango de números de TC. Cuando k vale 1000, los números de TC sonconocidos como unidades Hounsfield.



8.6.3. MÉTODOS DE RECONSTRUCCIÒN DE LA IMAGEN

Las imágenes se reconstruyen a partir de las proyecciones mediante un proceso denominado filtrado deproyecciones. El filtro en este caso es un procedimiento matemático (algoritmo), complicado de explicar,pero al cual trataremos de aproximarnos mediante un ejemplo sencillo.

Imaginemos una caja con dos agujeros por lado, cuya superficie interna se divide en cuatro secciones A, B,C y D, y sobre la cual liberamos a un hormiga. Si observamos por los cuatro pares de agujeros podremosdeterminar con exactitud en qué sección se encuentra la hormiga. Entonces le otorgamos valor “1” alresultado de mirar por un agujero si logramos ver la hormiga y valor “0” si no logramos verla. Estassituaciones pueden representarse matemáticamente mediante un sistema de cuatro ecuaciones con cuatroincógnitas:

A + B = 1C + D = 0A + D = 1B + C = 0

Si bien podemos armar más de cuatro ecuaciones, serían redundantes, de modo que con cuatro essuficiente para resolver el sistema con seguridad. La solución es sencilla y es A = 1, B = C = D = 0. En unescáner no tendríamos cuatro ecuaciones (píxels) sino 262.144 (para una matriz de 512x512), de maneraque la reconstrucción de la imagen requiere la resolución simultánea de un sistema de 262.144 ecuacionescon igual número de incógnitas. El valor de cada píxel representa el número de TC del vóxel correspondientede tejido examinado y es un valor ponderado de los coeficientes de atenuación del haz RX para ese tejido.

Se han empleado tres métodos matemáticos para estas reconstrucciones: la proyección posterior simple, laproyección posterior filtrada y los mecanismos iterativos de reconstrucción. La mayoría de estos algoritmosse basan en las transformadas de Fourier (FT, DFT, FFT) porque permiten un análisis matemático de altavelocidad.

8.6.4. CALIDAD DE LA IMAGENComo las imágenes en TC se componen de valores discretos de píxeles que luego se imprimen en unapelícula, la calidad de la imagen es sencilla de caracterizar y cuantificar. Existen 5 características que ladeterminan: resolución espacial, resolución de bajo contraste, linealidad, uniformidad espacial y ruido.

A. Resolución espacial.El grado de borrosidad de una imagen proporciona una medida de la resolución espacial y depende dediversos factores.

Un punto de cambio (borde de un objeto) es una representación visual del valor de los píxeles queposee contraste elevado, lo cual debería corresponderse con un brusco cambio en los números de TC.Si el cambio en los números de TC no es brusco sino con una transición moderada, esto indica una malaresolución espacial y se debe a diversas características del escáner. A mayor tamaño de píxel y menorcontraste entre objetos, peor resolución espacial.

También, el tamaño del conjunto de detectores y el diseño de los colimadores afectan el nivel deradiación dispersa y la resolución espacial, ya que influye sobre el contraste del sistema.



En la figura siguiente puede apreciarse con detalle el efecto de punto de cambio o borde de un objeto.

La capacidad de un equipo para reproducir con precisión un borde de alto contraste se expresamatemáticamente como función de respuesta de borde o FRB. La medida de esta función se puedetransformar en otra expresión matemática llamada función de transferencia de modulación o FTM, queindica la relación entre el objeto real y la imagen. Si el sistema reproduce fielmente al objeto, su valorserá 1. Si la imagen aparece sin ninguna información sobre el objeto, será 0.

La FTM es un diagrama en el que se representa lafidelidad de la imagen en función de la frecuencia espacialdel equipo de TC.

Sin embargo, para expresar la resolución espacial de un equipo se indica normalmente en términos deltamaño del objeto que puede discernir. El tamaño absoluto del objeto que se puede reproducir es igual ala mitad del recíproco de la frecuencia espacial para la resolución límite (FTM = 1).

Ejemplo 1: Un equipo de TC tiene una resolución de 5 pl/cm. ¿A qué tamaño de objeto corresponde eso?

5 pl/cm → (5 pl/cm)-1 → 1/5 cm/pl = 2 mm/pl

Como un par de líneas representa una banda y un espacio, 2 mm/pl representa dos objetosseparados por un espacio de 1 mm. La resolución del sistema es entonces de 1 mm y seinterpreta que puede discernir objetos cuyo tamaño sea 1 mm o superior.



Ejemplo 2: A una FTM de 0,1 un escáner A tiene una frecuencia espacial de 5,2 pl/cm mientras que uno Bsólo puede representar 3,5 pl/cm. Por lo tanto la resolución espacial de A es mejor que la de B.

Figura del ejemplo 2. Para una FTMde 0,1 el escáner A tiene mejor

resolución que B.

Figura del ejemplo 1. El aumentode la frecuencia espacial supone

una mejor resolución paravisualizar objetos pequeños.

B. Resolución de bajo contraste.La capacidad para distinguir un material con una determinada composición de otro de composiciónsimilar, independientemente del tamaño y la forma, recibe el nombre de resolución de bajo contraste.Supongamos que examinamos una estructura corporal compuesta de grasa, músculo y hueso, queposeen distintos Z y distintas densidades másicas. Aunque estas diferencias son perfectamentecuantificables, en radiografía convencional no se apreciaban con claridad. En TC la capacidad pararepresentar objetos de bajo contraste es mucho mejor y está limitada por el tamaño y la uniformidad delobjeto y por el ruido del sistema.

AUNQUE LAS DIFERENCIAS DE DENSIDAD Y Z EFECTIVO ENTRE TEJIDOS NO SONMUY GRANDES LOS EQUIPOS DE TC LOGRAN AUMENTARLAS MUCHO Y OBTIENENUNA RESOLUCIÓN DE BAJO CONTRASTE EXCEPCIONAL.

C. Ruido del sistemaComo la resolución de bajo contraste del equipo no es perfecta, la media de los valores obtenida de unbarrido de un material homogéneo será cero, pero habrá valores por encima y por debajo de cero. Estavariación de los números de TC en torno al cero es lo que se llama ruido del sistema. Si todos los



píxeles tuvieran el mismo valor, el ruido sería cero. Cuanto más varían los valores, más ruido tiene elsistema.

El ruido del sistema depende de los siguientes factores:

1. Tensión de pico y filtración (ripple).2. Tamaño del píxel.3. Grosor de la sección anatómica estudiada.4. Eficacia de los detectores.5. Dosis que recibe el paciente.

Análogamente a una variable estadística, el ruido recibe el nombre de desviación estándar y semanifiesta en la imagen final como un granulado. En TC, la resolución de bajo contraste de un equipoestá limitada por el ruido del sistema. Este ruido debe verificarse diariamente barriendo sobre unrecipiente con agua de 20 cm de diámetro para la cabeza, y de 40 cm de diámetro para corporal. A finde verificar la uniformidad espacial deben hacerse 5 determinaciones, cuatro en los bordes de la zonade interés y una en el centro.

D. LinealidadEs muy importante realizar calibraciones periódicas para comprobar que el agua sigue siendorepresentada por TC = 0 y los restantes materiales por sus respectivos números de TCcorrespondientes. Se sugiere realizar una calibración diaria, utilizando algún fantoma predeterminadopor el fabricante para el equipo.

Uno muy empleado es el fantoma de 5 patas, cada una deellas es de un material plástico con características deabsorción distintas y conocidas. Después de realizar unbarrido, se anotan los números de TC correspondientes acada pata y se hace un gráfico con el valor medio y ladesviación estándar. La gráfica, con los valores medios delos números de TC en el eje de ordenadas y loscoeficientes de atenuación lineal en abscisas, debe ser unalínea recta que pase por el origen.

La falta de linealidad indica que el equipo funciona mal. Sise produce una desviación pequeña, los números de TCobtenidos no serán completamente precisos pero el efectoen la imagen resultará poco perceptible en un examenvisual de la imagen. No obstante, esta pequeña desviaciónpuede afectar un análisis cuantitativo de la imagen.

E. Uniformidad espacialCuando se realiza un barrido de un objeto homogéneo como el agua, por ejemplo, todos los píxelesdeben tener el mismo valor porque representan al mismo material y el valor medio resultante sería cero.

Sin embargo, no sucede porque tal precisión es casi imposible al tratarse de un equipo electrónico dealta complejidad. El valor de un número de TC puede variar de un día para otro e incluso de una hora aotra. En cualquier momento que se realice un barrido de un recipiente con agua, el valor de los píxelesdebe ser uniforme en toda la superficie de la imagen reconstruida y eso es lo que se llama uniformidadespacial.

En los equipos de TC modernos el software permite realizar histogramas de los números de TC en unadirección determinada y seleccionable por el operador para verificar fácilmente la uniformidad espacial.Si los valores obtenidos distan a menos de 2 veces la desviación estándar (2) el sistema tiene unauniformidad espacial aceptable. A veces por el efecto de la dispersión del haz RX o por fallos en lareconstrucción se puede producir un aumento de los valores en el centro de la imagen o unadisminución en la periferia.



8.7. COMPARACIÓN DE LA TC CON LA RADIOGRAFÍA CONVENCIONAL

VentajasLa TC ha superado muchas de las limitaciones de la radiología convencional, ya que es un método que secaracteriza por:

a. Su mayor poder de discriminación (alrededor de 100 veces).

b. Los RX sólo atraviesan el volumen de interés en una estrecha sección (slice o corte) delpaciente logrando dosis menores de radiación.

c. El mecanismo de reconstrucción de la imagen elimina el grave problema de la superposiciónde estructuras.

d. Emplea pequeños detectores de respuesta proporcional, mucho más sensibles que las salesde plata de las películas radiográficas, que hace que se eleve el poder de discriminación dedensidades en un factor de 10, junto al procesado de la información.

e. Reduce al mínimo la radiación dispersa por la estrecha colimación del haz y sus efectos tantosobre la imagen como en la dosis integral y gonadal que recibe el paciente.

LimitacionesPresenta limitaciones que dependen de factores físicos inherentes al sistema de TC, factores físicosdependientes de la composición del medio estudiado y factores biológicos que dependen del paciente.

Los factores físicos son:

1. La resolución espacial limitada.

2. El efecto de volumen parcial, dado por una incompleta recolección de datos (en exceso o defecto)cuyo resultado es una diferencia entre el objeto real y la imagen de ese objeto.

3. El moteado por fotopenia o ruido de la imagen, producto de la limitada cantidad de fotones RX quealcanzan a los detectores.

4. Errores por endurecimiento del haz de radiación, que ocasionan la aparición de artefactos porque elhaz RX que emana de la fuente no es idealmente monocromático, y esto afecta negativamente a laprecisión de la densitometría.

5. La aparición de artefactos por fallas del equipo: anillos, líneas paralelas, convergentes o en estrella(por gran diferencia en los coeficientes de atenuación) o en forma de neblina (gran diferencia entrelos coeficientes de atenuación más efecto de volumen parcial) también llamado de doble contorno.

6. Errores por falta de uniformidad de campo, generalmente con disminución de la precisión cuandolas estructuras que se estudian están más alejadas del centro de la carcasa.

7. Aumento del ruido (distorsión de fondo en la información inherente a toda transmisión electrónica) aldisminuir el tamaño del píxel.

8. Falta de calibración de los números de TC.

Los factores biológicos son los asociados al movimiento del paciente durante el estudio y se solucionan coninmovilización del paciente y apnea, o bien con sedantes y anestesia en casos de no cooperación.



Dosis de radiación en estudios de TC

Los factores que más influyen en la dosis de radiación son:

1. El kilovoltaje (kVp).2. La energía de los fotones (mA/seg).3. Presencia de filtración añadida.4. Espesor del corte.5. Espacio entre cortes (spacing overlaping).6. La separación entre estudios.7. La colimación del haz.

La mayor parte de la radiación que recibe un paciente se deposita en la zona de la estructura directamenteatravesada. Por lo tanto, si hay superposición en los planos de espesor de corte se aumenta de maneraconsiderable la dosis recibida por esa estructura.

El cristalino es una de las estructuras más sensibles a la radiación y responde con la formación decataratas. Esto no es un efecto estocástico sino dependiente de la radiación. La dosis superficial en unestudio estándar ronda entre los 2 y 10 Rads, pero puede variar con los pacientes. Se ha calculado que ladosis mínima cataratogénica es de aproximadamente 200 rads si se recibe en una sola exposición y de 750rads si se recibe en varias exposiciones. Por esta razón se recomienda que los estudios neurológicos sehagan inclinando la carcasa (gantry) de forma que se evite la exposición directa del cristalino a la radiación.

Es recomendable además, que los operadores del servicio estén capacitados sobre como evitar la radiacióninnecesaria sobre estructuras críticamente sensibles y sobre el organismo en general.

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Health & Medicine

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