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TEMA 4 CARACTERIZACIÓN DE EQUIPOS DE TOMOGRAFÍA COMPUTARIZADA PROFESOR: JAVIER AGUADO MANSO
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TEMA 4
CARACTERIZACIÓN DE EQUIPOS DE TOMOGRAFÍA COMPUTARIZADA
PROFESOR:
JAVIER AGUADO MANSO
1. Evolución de las técnicas tomográficas 2. TC convencional y espiral 3. TC multicorte 4. Componentes de un equipo de TC 5. Usos diagnósticos y terapéuticos dela TC 6. Seguridad en las exploraciones de TC 7. Representación de la imagen en TC 8. Calidad de la imagen 9. Artefactos en TC 10. Medios de contraste 11. Glosario
1. Evolución de las técnicas tomográficas
• J. Radón en 1917 demostró que un objeto bi o tridimensional se podía reproducir a partir de un conjunto infinito de proyecciones obtenidas desde sus distintos ángulos.
• W.H. Oldenfor y A.M. Cormack realizaron modelos de laboratorio entre 1961 y 1963 dentro del concepto de T.C.
• Godfrey Hounsfield en 1970 desarrolló el primer caso clínico útil de un tomógrafo con un corte (scan) de la cabeza de un paciente.
• El primer TAC se instalo en el Atkinson Morley Hospital en 1971 y estaba especializado en cortes de cabeza.
• Hounsfield trabajaba como ingeniero en la compañía británica EMI Ltd., más conocida por ser la empresa discográfica que descubrió a los Beatles, y tanto a él como a la compañía se les ha reconocido el mérito de haber desarrollado el sistema.
• G. N. Hounsfield (físico) y J. Ambrose (neurorradiólogo) presentaron los primeros trabajos de TAC en el British institute of radiology en 1972 fecha considerada como el “inicio efectivo para el diagnostico radiológico a través de la TAC”.
• Posteriormente Ledley, introdujo el primer “total-body”, con el que ya se podían realizar estudios de todo el cuerpo.
• La tomografía computadorizada ha sido denominada también tomografía axial computadorizada (TAC), tomografía transaxial computadorizada (TTAC), tomografía computadorizada de reconstrucción (TCR) y tomografía axial digital (TAD). El nombre adoptado finalmente para designar este importante instrumento de diagnóstico es el de tomografía computarizada (TC).
• Hubo en su día hasta veinte fabricantes de equipos de TC. En la actualidad quedan menos de diez. El coste de estos equipos va desde unos 48 millones de pesetas hasta unos 120 millones de pesetas.
• El gran avance tecnológico en el procesado de la información ha permitido desarrollar ampliamente el concepto de la obtención de una imagen a partir de múltiples proyecciones de un 1 objeto. Esta técnica, denominada tomografía computarizada (TC), se ha convertido en una herramienta básica para el diagnóstico y seguimiento clínicos.
1.1. Planos anatómicos
• Medial o lateral si se sitúa cerca o lejos, respectivamente, de la línea mediana del cuerpo o del plano mediano.
• Anterior o posterior si se sitúa por delante o por detrás, respectivamente, con relación al plano frontal o coronal.
• Superior o inferior si se sitúa por encima o por debajo, respectivamente, con relación al plano transversal.
También existen los siguientes términos adicionales: • Proximal o distal si se sitúa, respectivamente, cerca o lejos del
tronco. • Ipsolateral u homolateral si se encuentra del mismo lado del
cuerpo con respecto a otra estructura. • Contralateral o heterolateral si se encuentra en el lado contrario
del cuerpo con respecto a otra estructura. • Superficial si está cerca de la superficie corporal o en ella. • Profundo si está lejos de la superficie del cuerpo.
Cuando se trata de cavidades u órganos huecos se emplean los términos:
• Interno para referirse a lo que está por dentro.
• Externo para referirse a lo que está por fuera.
1.2. Fundamento básico
• Hasta este momento la técnica de rayos X permitía la visualización en dos dimensiones, con el problema de que unas imágenes se superponían a otras, por lo que se perdía gran parte de la información.
• El TC permite observar cortes del cuerpo humano transversales a su eje principal con una resolución de hasta 0.5 mm, con lo cual hay muy pocas estructuras que quedan fuera de observación utilizando esta técnica.
• “ La estructura interna de un objeto puede ser reconstruida a partir de múltiples proyecciones de ese objeto”
Mientras la mesa avanza a través de la apertura circular de la TC (gantry), el tubo emisor de rayos X rota alrededor del paciente.
Una sola rotación dura alrededor de 1 segundo. Para cada angulación, un conjunto de detectores diametralmente opuestos al tubo registra la radiación emergente de la sección irradiada como una radiografía instantánea. El tubo de rayos X se diseña para dar lugar a un haz delgado, muy colimado, en forma de abanico, que irradia la sección del cuerpo del paciente (grosor desde 0,5 mm hasta 10 mm). Un examen completo comprende de 10 a 50 o más rotaciones del tubo alrededor del paciente.
Este movimiento combinado dela mesa durante la rotación del tubo da lugar a la imagen tomográfica de la zona atómica que se quiere estudiar. Durante una rotación completa los detectores recogen múltiples ángulos de emisión y adquisición de datos. Estos datos son transferidos a un ordenador para su procesado, obteniéndose la reconstrucción de las “instantáneas” individuales en un corte axial de la sección anatómica que abarca cada una de las rotaciones completas del tubo.
1.3. generaciones de tomógrafos
GENERACIONES
• 1ª GENERACION
• 2ª GENERACION
• 3ª GENERACION
• 4ª GENERACION
• TC HELICOIDAL
• TC DUAL
• TC MULTICORTE (punto 3)
1ª GENERACION
• Para llevar a cabo la exploración, las máquinas
de primera generación realizan una serie de operaciones:
1. Estudiar la atenuación de 160 trayectorias paralelas mediante movimientos de traslación.
2. Posteriormente girar todo el conjunto 1 grado.
3. Realizar nuevamente la operación 1, y así sucesivamente hasta que el conjunto gire 180º
Es decir, se realizan 180 estudios de 160 muestras cada uno. Se tendrán pues 28800 atenuaciones para un total de 6400 celdas (resultado de dividir la imagen en una matriz de 80 x 80). Para hallar la atenuación producida por cada celda hay que resolver 6400 incógnitas con 28800 ecuaciones, que según el principio de Hounsfield se puede resolver, pues el número de ecuaciones es mayor que el número de incógnitas. La imagen se produce utilizando la escala Hounsfield (números CT), la cual asigna el valor cero al agua y el valor -1000 al aire según la correspondiente absorción de energía. Los tejidos blandos intracraneales corresponden a valores entre 22 y 46, mientras que los distintos tipos de hueso dan valores entre 80 y 1000. Todas las medidas utilizan una tensión de 120 KV en el generador de RX con una intensidad de 33 mA.s.
El equipo estaba provisto de un detector y el haz puntual
colimado de rayos X. Se utilizaba un segundo detector
para muestrear el haz sin atenuar como referencia.
Era capaz de adquirir 12 cortes de 13 mm de grosor cada
uno. Las imágenes se reconstruían en una matriz de
80x80 pixeles en aproximadamente 5 minutos cada corte.
En estos escáneres primitivos se utilizaba una bolsa llena
de agua para colocar al paciente y lograr una detección
uniforme durante el barrido. El agua era necesaria para
suavizar el cambio brusco de atenuación del haz entre el
aire y los huesos del cráneo (esas máquinas estaban
diseñadas para estudiar sólo la cabeza).
2ª GENERACION
• 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. De esta
manera, se logra reducir el tiempo de
exploración a aproximadamente dos minutos.
• Los movimientos lineales y de rotación se reducen a 6 por corte.
• El tiempo necesario para obtener un se reduce a unos 20sg.
• Se introducen ya los estudios de todo el cuerpo.
• La desventaja del haz en abanico es el aumento de la radiación dispersa. Eso afecta la calidad final de la imagen, de la misma forma que en radiografía convencional
3ª GENERACION
• Aquí se utiliza un haz de rayos X en abanico (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. El tiempo de exploración se reduce notablemente al punto de llegar a sólo 2 o 3 segundos.
• El modo de corte es por continuos destellos pulsados durante la rotación y con un haz de radiación monoenergético y en abanico.
• En los aparatos de TC de tercera generación, el haz cubre por completo al paciente durante todo el examen. La matriz curvilínea permite que la distancia entre fuente y detector sea siempre constante, lo que facilita la reconstrucción de las imágenes.
Esa característica de los equipos de tercera generación permite también una mejor colimación, lo que reduce la radiación dispersa. Este tipo de colimación se llama colimación predetector o pospaciente y su funcionamiento es muy parecido al de una rejilla en radiografía convencional. También se realiza colimación prepaciente para reducir la dosis que recibe el examinado. La colimación prepaciente determina además el grosor de la sección de tejido que va a ser explorada. El grosor del corte recibe también el nombre de perfil sensitivo. En el siguiente dibujo se compara la disposición de los detectores en la segunda y tercera generación de escáneres.
• Uno de los problemas de la tercera generación
de escáneres es la aparición ocasional de
artefactos en anillo, que pueden deberse a
varias razones. Cada detector visualiza un anillo
de la anatomía.
• Si falla un detector o un conjunto de ellos,
aparecerá un anillo en la imagen reconstruida.
3ª GENERACION
4ª GENERACION
• Los exploradores de esta generación no son significativamente mas rápidos que los de la anterior.
• Su ventaja esta en su mayor facilidad para mantener la eficiencia y estabilidad de los detectores.
• Utiliza un anillo fijo de detectores dentro del cual gira el tubo de rayos X.
• El modo de corte es por continuos destellos
pulsados y con un haz de radiación
monoenergético y en abanico durante los 360º
que dura la rotación.
• El tiempo de estudio esta entre 1 y 3sg.
• Como desventaja se puede citar el hecho de
que, constructivamente, el gantry resulta muy
grande y costoso, debido al gran número de
detectores.
TAC HELICOIDAL O ESPIRAL
Hasta finales de los años 80 del siglo pasado, la adquisición sobre la zona anatómica que se iba a estudiar se realizaba de manera secuencial: una rotación del tubo de rayos X era seguida de un movimiento longitudinal de la mesa (Figura 6). Las vistas de cada corte se adquieren secuencialmente. El proceso secuencial resultaba lento porque, des- pues de cada rotación de 360°, los cables que conectan los componentes en rotación (tubo de rayos X y detectores) con la electrónica del equipo en el gantry debían rebobinarse de nuevo.
De este modo, entre corte y corte, la rotación debe parar e iniciarse en sentido contrario. El barrido tomográfico de un corte, parada y rotación reversa implica del orden de 10 segundos, de los cuales solo de 1 a 2 se emplean en la adquisición de datos. El resultado es una pobre resolución temporal (muy importante en estudios de órganos en movimiento o en estudios dinámicos realzados con contraste) y largos tiempos de exploración.
• El TAC helicoidal fue desarrollado en los últimos años 80 por Kalender y el primer escáner comercial fue introducido por Siemens en 1990.
• A parir de la 4ª generación loa avances van dirigidos en el sentido de conseguir hacer rotar a los exploradores continuamente y con velocidades lo mas altas posibles para controlar así todo movimiento fisiológico, como los latidos del corazón o los movimientos peristálticos intestinales es decir suprimir el retraso entre corte y corte requiere una tecnología non-stop, es decir, la rotación continua del tubo y de los detectores.
Se plantean 2 problemas: 1. Suprimir las transmisiones por cable que existían en el
explorador.
2. Disminuir las dimensiones del generador.
El primero de los problemas se ha solventado incluyendo en el gantry unos anillos de cobre que forman una circunferencia alrededor del agujero del explorador (slip rings). Estos anillos, a su vez, contactan con unas escobillas estacionarias, de forma que cada escobilla estaría en contacto con su anillo.
Esta secuencia (axial step-and-shoot CT) resulta todavía algo ineficiente, ya que la mayor parte del tiempo del estudio se utiliza en el posicionamiento de la mesa. Por otro lado, los movimientos rápidos y bruscos dela mesa podrían introducir artefactos en la imagen debido al movimiento súbito (sacudida) de los tejidos.
Una estrategia para resolver el problema planteado consiste en hacer girar y adquirir los datos de manera continua a medida que la mesa (paciente) se desplaza suavemente a través del anillo del gantry. La trayectoria resultante del tubo y los detectores relativa al paciente dibuja un trazo helicoidal (o espiral), motivo por el cual se denomina TC helicoidal o TC espiral (Figura 7).
El segundo problema quedaría resuelto con los nuevos generadores de alta tensión de frecuencia media.
Gracias al reducido tamaño y poco peso de estos generadores se pueden incluir dentro del gantry, reduciendo el espacio para la instalación del equipo de TC.
Ahora se plantea el dilema de la transmisión de datos, que debe responder a los requerimientos de velocidad que se han conseguido con la incorporación de estos avances electromecánicos.
La forma mas rápida y exacta de transmitir señales eléctricas sin que exista unión por medio de cables, es utilizar acopladores de infrarrojos, enfrentados uno a cada detector. Posteriormente, éstos mandarán la información al computador.
Los computadores de estos equipos también incorporan los mas recientes avances en tecnología de software informático, teniendo una gran capacidad para realizar trabajos simultáneos paralelos.
EL PITCH Un concepto importante en la TC espiral es la celeridad con la que se desliza la mesa a través del gantry en relación con el tiempo de rotación del tubo y el grosor del corte. Este concepto se denomina pítch y se define como el movimiento de la mesa en cada rotación dividido por el grosor de corte.
El valor del pitch influye sobre la calidad de la imagen y la dosis impartida al paciente. La elección del pitch depende de la exploración y debe ser un compromiso entre la extensión de la zona anatómica que se va a estudiar y la precisión de los datos obtenidos .
Valores por encima de 1 hacen posible estudios extensos en tiempos cortos, pero la calidad delos datos obtenidos es menor debido a que la interpolación del corte se realiza entre espirales que están mas separadas. Valores pequeños del pitch, que dan lugar al solapamiento de las espirales, proporcionan una alta resolución pero también es mayor la dosis recibida por el paciente al irradiar doblemente los tejidos. Comúnmente, en TC espiral de corte simple se utilizan valores del pitch entre 1 y 1,5.
TC dual En 2006 se introdujo un nuevo tipo de TC provista de dos tubos de rayos X y sus correspondientes conjuntos detectores montados perpendicularmente en el gantry; la TC de doble fuente (dual source TC, DSCT). Las adquisiciones espirales se toman simultaneamente. Este sistema dual, en primer lugar, aumenta la velocidad de escaneado (importante para estudios cardiacos) y, en segundo lugar, permite la exploración con dos energías diferentes. Aunque los dos tubos funcionan simultánea- mente, su kilovoltaje es diferente y la atenuación en los tejidos proporcionará información adicional que podrá ser utilizada para distinguirlos, por ejemplo, sin necesidad de contraste.
La TCED es una nueva herramienta diagnóstica que implica un cambio sustancial en el diagnóstico, porque permite caracterizar determinados elementos químicos y, con ello, detectar alteraciones en ausencia de anomalías morfológicas o densitométricas.
El aire, el agua y la grasa tienen un coeficiente de atenuación similar a distintos kilovoltajes y, no son susceptibles de ser diferenciadas con ED. Sin embargo, el iodo, el calcio, el ácido úrico, el xenón y el gadolinio presentan una importante diferencia de atenuación y pueden ser caracterizados.
La ED se basa en que la absorción de rayos X depende de la energía del haz y, cualquier elemento tiene una atenuación diferente a 80 kV que a 140 kV. Esto permite clasificar los elementos analizando la diferencia de atenuación con cada espectro de energía1. Para ello, es necesario generar rayos X con distintas energías, o alternativamente, que el detector sea capaz de separar los fotones de distintas energías del espectro de rayos X.
Ejemplo:
Tenemos dos elementos: A, con umbral de la capa K de 90keV y B, con umbral de la capa K de 190keV. Y cuatro sustancias desconocidas: 1, 2, 3 y 4.
Estudiando ambas sustancias a 100KVp y 200KVp obtenemos los siguientes resultados:
La sustancia 1 no atenúa ni a 100KVp ni a 200KVp, por lo tanto no contendrá ni A ni B.
La número 2 atenúa más a 200KVp que a 100KVp, por lo tanto contendrá principalmente B.
La número 3 atenúa más a 100KVp que a 200KVp, por lo tanto contendrá principalmente A.
La número 4 atenúa de manera similar a 100KVp y a 200KVp, por lo que contendrá una cantidad similar de A y B.
3 TC MULTICORTE
Se aprovecha al máximo el haz de rayos X emitido por el tubo. Esto es, hacer mas eficiente la radiación disponible en lugar de perder parte de esta. Si el haz diverge y, por tanto, se ensancha en la dirección del eje craneocaudal del paciente (del grosor del corte) y se utilizan múltiples hileras de detectores en lugar de solo una, entonces se pueden registrar los datos procedentes de mas de un corte a la vez.
Esta solución reduce el número total de rotaciones del tubo (por tanto, también disminuye el tiempo de disparo del tubo de rayos X) necesarias para cubrir la extensión anatómica deseada. En resumen, esta configura- ción múltiple permite recoger gran cantidad de información (necesaria para obtener imagenes de alta calidad, bajo ruido y resolución suficiente para las reconstrucciones) minimizando el calentamiento del tubo de rayos X.
3.1. Configuración de una TC multicorte
Debido al encarecimiento que supone disponer de grandes matrices de detectores, los escaneres multicorte se diseñan sobre configuraciones de TC de tercera generación. El haz de rayos X puede colimarse de manera variable para ajustarlo a la técnica de adquisición. El conjunto detector consiste en varias secciones paralelas y contiguas de elementos detectores a los largo del eje axial (coronas). A su vez, cada sección se divide en diversas porciones, constituyendo una matriz bidimensional. La primera TC con dos hileras de detectores y haz ancho fue introducida en 1992 por Elscint, el CT-Twin®.
La capacidad de procesar la información fue el principal impedimento para desarrollar todas las funcionalidades de una TC multicorte hasta cerca del año 2000, cuando la mejora de los procesadores posibilitó la adquisición simultanea de datos procedentes de hasta 16 canales. Las actuales TC multicorte se diseñan con 33, 64 y hasta 128 coronas, reduciendo el tiempo de adquisición a una fracción de segundo, aumentando la calidad de la imagen v minimizando la dosis impartida al paciente durante la exploración.
3.2. Modos de adquisición multicorte
Cada elemento dela matriz bidimensional de detectores recoge la señal obtenida de la radiación que le incide. El conjunto de señales se procesa para dar lugar a la imagen final de la TC. Los datos digitales provenientes de cada elemento pueden ser manipulados informáticamente con el fin de mejorar la funcionalidad de la exploración. A causa dela limitación en la adquisición y procesado de tan enorme cantidad de información, las primeras versiones de MSCT, aunque diseñadas con 16 coronas, se limitaban a recoger los datos de cuatro cortes.
Así, cuatro hileras de detectores correspondientes a los cuatro cortes registrados simultáneamente transmitían los datos a solo cuatro canales de memoria.
Las señales provenientes de cada grupo detector pueden vincularse electrónicamente, configurando grupos de detectores en dirección axial que funcionan como un solo detector mas largo. Esta estrategia proporciona una gran flexibilidad
Los avances tecnológicos en los sistemas de registro y computación de datos han hecho posible en los últimos años la adquisición simultanea de 8,16, 32, 64 y hasta 128 canales. El número de coronas y el numero de canales de los sistemas de registro posibilitan la flexibilidad z en la configuración del detector, llegando a espesores de corte submilimétricos. Esta función, junto con la colimación variable del haz de rayos X, resulta en una gran versatilidad del equipo de TC para adaptarlo a los diferentes requerimientos de las técnicas de exploración estáticas o dinámicas.
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. Según este parámetro tenemos equipos de tipo monocorte o singleslice o equipos multicorte o multislice, que describiremos a continuación:
Los TC single slice o monocorte poseen un solo canal de detección, es decir, solo se puede obtener una imagen por rotación del tubo en rotación 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 single slice 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. 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.
• Enscanner 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)
• b) adaptables o asimétricos
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 columna de detectores
PRINCIPIOS TÉCNICOS
Para recordar el diseño y el tipo de detectores e ilustrar la cobertura de un TCHMC en cada giro vamos a representar 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 a continuación
Eje Z
Bandeja de detectores simétricos
en 16 filas con 4 canales
4 cm
PRINCIPIOS TÉCNICOS
Todos los detectores tienen similar longitud en el eje Z (1.25 mm). Por ello, el arco de 16 filas no puede cubrir más de 2 cm (16 x 1.25 mm) en el eje longitudinal del paciente en cada giro
El equipo representado tiene 4 canales; por tanto no es capaz de adquirir más de 4 cortes simultáneos!!!
16 filas
4 canales
4 cortes
16 x 1.25 mm
4 cm
PRINCIPIOS TÉCNICOS
Al esquema anterior hemos añadido la colimación del haz de rayos (en amarillo) y el número de
detectores que cubre (entre ambas líneas rojas, 4 detectores). También se representa en rojo, de
manera esquemática, el número de cortes (4) y su grosor (1.25 mm) En la escala centimétrica se
indica la cobertura del paciente en el eje longitudinal (5 mm)
16 filas
4 canales
4 cortes x 1.25 mm
Cobertura: 5 mm
5 mm
4 cm
PRINCIPIOS TÉCNICOS
Si se disminuye la colimación aumenta la anchura del haz de rayos, y podemos cubrir 8 detectores, por
ejemplo, en lugar de 4. Como el equipo sólo tiene cuatro canales, se combinan las filas de detectores
de dos en dos de tal manera que se obtienen 4 cortes de 2.5 mm cada uno. Así, conseguimos un
aumento de la cobertura en el eje longitudinal (Z) del paciente, que alcanza los 10 cm
16 filas
4 canales
4 cortes x 2.50 mm
Cobertura: 10 mm
10 mm
4 cm
PRINCIPIOS TÉCNICOS
Si aumentamos más la anchura del haz de rayos podemos cubrir 12 filas de detectores, que se
combinan de 3 en 3. El resultado son 4 cortes de 3.75 mm y una cobertura de 15 mm
en el eje Z del paciente
16 filas
4 canales
4 cortes x 3.75 mm
Cobertura: 15 mm
4 cm
15 mm
PRINCIPIOS TÉCNICOS
Con la máxima apertura del haz de rayos se cubren todas las filas del arco de detectores. Combinando
estas filas de cuatro en cuatro se consiguen 4 cortes de 5 mm, para una cobertura máxima de 20
mm en el eje Z del paciente
20 mm
16 filas
4 canales
4 cortes x 5 mm
Cobertura: 20 mm
4 cm
PRINCIPIOS TÉCNICOS
Al igual que en los ejemplos anteriores es posible combinar las filas de detectores para variar el grosor
de corte y la cobertura anatómica. Los cortes más finos se obtienen colimando mucho el haz y
cubriendo sólo algunas filas de detectores. El número de cortes simultáneos posibles viene
igualmente determinado por el número de canales. Con menores colimaciones obtendremos
cortes más gruesos y una mayor cobertura anatómica en el eje Z, que no podrá exceder en ningún
caso la longitud de la bandeja de detectores
Existen equipos de TC con un diseño asimétrico de los detectores para minimizar el “efecto sombra” causado por
la incidencia no ortogonal del haz sobre los tabiques que separan los detectores más periféricos de la bandeja
4. COMPONENTES DE UN EQUIPO DE TC
1. Gantry Las modernas TC (espirales, MSCT), basadas en diseños de tercera generación, utilizan la geometría llamada de "rotación-rotación", en la cual tanto el tubo de rayos X como el sistema detector se encuentran montados en un gantry que permite a ambos rotar contrapuestos alrededor del paciente. La tecnología de anillos colectores (slip rings), por los que deslizan tubo y detectores conectados eléctricamente por una especie de escobillas, permite la rotación continua del sistema de adquisición de imagen sin interferencias del cableado. El gantry alberga elementos muy importantes como el generador de tensión para el tubo, el sistema de conversión analógico-digital y el sistema de transmisión de datos.
El requisito principal que ha de cumplir el diseño del gantry es la estabilidad dela posición del tubo y de su foco durante la rotación a tan elevadas velocidades (de pocas décimas de segundo). Por lo tanto, el soporte mecánico del tubo de rayos X, de su colimador y del elemento detector debe diseñarse para soportar la elevada aceleración asociada con esta rapidísima rotación del gantry (desde 17 g para 0,42 s hasta 33 g para 0,33 sl. La forma típica del gantry de una TC moderna es la de un “donut” por cuyo agujero discurre la mesa de exploración con el paciente. El tamaño del agujero se denomina "apertura" y, en general, los diámetros de apertura suelen ser de entre 50 y 85 cm. Las TC de grandes aperturas facilitan el montaje del equipo de biopsia o, en radioterapia, la inclusión de dispositivos de inmovilización. En algunos modelos el gantry puede inclinarse (tilt) hasta 30° para compensar la angulación de ciertas zonas anatómicas y alinearlas con el plano de escaneo (columna cervical).
El gantry incorpora un juego de láseres de centrado que se utilizan como gulas del posicionamiento del paciente y referencian el centro de los planos axial, coronal y sagital. 2.Tubo de rayos X y generador El sistema productor de rayos X permite seleccionar varios voltajes: 80 kV, 100 kV, 120 kV y 140 kV. Las diferentes aplicaciones clínicas requieren un espectro de rayos X distinto y, por lo tanto, diferentes ajustes de kilovoltaje para optimizar la calidad de la imagen obtenida y/o la mejor relación señal/ruido con la mínima dosis. Una limitación al tiempo de rotación (es decir, a la extensión de la exploración) es el calentamiento del tubo. En un tubo de rayos X convencional el ánodo es un disco de aproximadamente 160-220 mm de diámetro que gira alojado en un tubo de vacío. La capacidad de almacenar y disipar el calor producido enla generación de rayos X por parte del ánodo y su carcasa determina su rendimiento:
cuanto mayor sea su capacidad de almacenamiento calorífico mayor será el tiempo que podrá escanear antes de alcanzar su temperatura límite. Es frecuente ver este parámetro que determina el calor almacenado en unidades de capacidad calorífica, en ingles heat units (HU) o también mega heat units (MHU). Valores típicos de este parámetro para tubos de rayos X instalados en TC se encuentran entre los 5 y 9 MHU, lo cual se logra uniendo laminas de grafito al dorso del ánodo de tungsteno Como en radiografía convencional, el foco del tubo viene determinado por el tamaño del filamento del cátodo. La mayoría de los tubos cuentan con dos tamaños de foco. La utilización del foco pequeño aumenta la resolución espacial, pero genera mas calor al concentrar la energía en una pequeña porción del ánodo. Por ello los tubos diseñados para TC tienen filamentos de mayor tamaño. La pérdida de resolución se compensa entonces mediante algoritmos de mejora cuando se procesan los datos obtenidos.
3 Colimación y filtrado del haz En TC la Colimación del haz de rayos X comprende: colimadores primarios del tubo, conjunto de colimación prepaciente y conjunto colimador pospaciente o predetector. Los colimadores primarios se encuentran ala salida del tubo y determinan el espesor de corte que se empleará en un procedimiento determinado. Cuando el operador de la TC selecciona un espesor de corte esta determinando la Colimación del tubo, esto es, ensanchando o estrechando el haz de rayos X emitido. Otro conjunto adicional de colimadores se encuentra debajo del tubo y contiene la anchura del haz que incide sobre el paciente. Finalmente, sobre los detectores se coloca otro conjunto colimador cuya misión es asegurar la anchura del haz apropiada al incidir sobre el detector y reducir el numero de fotones dispersados que podrían entrar en él. La filtración inherente y otros filtros de aluminio o teflón se utilizan en la TC para modelar la intensidad del haz eliminando los fotones de baja energía que contribuyen a aumentar la dispersión. Los fotones dispersados, o no contribuyen a la formación de la imagen aumentando la dosis al paciente o empeoran la calidad de la imagen.
Se utilizan filtros especiales, denominados "bow-tie” (lazo de corbata), que absorben los fotones de baja energía antes de alcanzar al paciente. Eliminando los fotones de baja energía mediante la filtración se consigue un haz energéticamente mas uniforme. Así se mejora la precisión en la asignación delos valores de atenuación, es decir, en los números CT de la región anatómica escaneada.
4. SISTEMA DE DETECTORES Los equipos actuales de TC utilizan principalmente detectores de estado sólido. Cada elemento detector consiste en un cristal de centelleo, sensible a la radiación, que convierte los rayos X absorbidos en destellos de luz visible. Los destellos se detectan mediante un fotodiodo de silicio que genera una corriente eléctrica. Cada impulso eléctrico generado es amplificado y convertido en una señal digital. La matriz de detección de una TC se compone de un millar de elementos detectores. Las propiedades mas relevantes para que un material sea adecuado para usarse como elemento detector son: una gran eficiencia de detección (número atómico alto) y un tiempo de resolución muy corto para permitir altas velocidades de rotación (con miles de vistas en cada rotación).
Entre los materiales utilizados pueden citarse: tungstato de cadmio (CdWO4), germanato de bismuto (Bi4Ge3O12), óxido de gadolinio (GdZO3) o sultoxilato de gadolinio (Gd2O2S) y ioduro de cesio Csl (Tl) o ioduro de sodio activados con talio Nal(Tl). En las primeras TC también se utilizaron detectores de gas, como camaras de ionización de xenón, inferiores claramente en eficiencia y resolución temporal a los detectores de estado sólido. En una TC de corte único (detector único) el ancho de corte se obtiene colimando el haz de rayos X a su salida (colimación prepaciente). Para TC multicorte los diversos fabricantes han introducido diferentes diseños de los elementos detectores.
Con el fin de poder seleccionar distintos anchos de corte, los equipos de TC combinan electrónicamente varias hileras de detectores en un menor número de cortes de acuerdo con la colimación seleccionada para el haz y la anchura de corte de exploración deseada.
Dos tipos de configuraciones han dado respuesta a esta necesidad: la configuración de matriz fija y la de matriz adaptable. La configuración de matriz fija consiste en la disposición de elementos detectores de igual tamaño a lo largo del eje axial. El diseño de matriz adaptable incorpora una hilera de detectores de diferente tamaño. La combinación electrónica de las señales obtenidas por cada hilera da lugar a diferentes combinaciones de anchuras de corte y cantidad de cortes escaneados. Las TC de mas de 16 coronas, en general, incorporan la configuración de matriz adaptable El rango dinámico determina la capacidad de un detector para discriminar un amplio rango de intensidades de radiación. Los sistemas actuales de TC son capaces de discriminar alrededor de 1.000.000 de intensidades en aproximadamente 1.000 vistas cada segundo.
5. Mesa La plataforma sobre la que se desliza el paciente es un dispositivo automatizado que actúa sincronizado con el gantry y el ordenador central. Su diseño permite realizar desplazamientos suaves en incrementos exactos después de cada barrido, de acuerdo con el programa de escaneo seleccionado por el Técnico según el tipo de exploración. La precisión y exactitud de los movimientos de la mesa son de vital transcendencia para la calidad de la imagen. En la TC espiral el movimiento de la mesa se cuantifica en mm/s, ya que se desplaza durante todo el escaneo de la zona que se va a explorar. El parámetro pitch da cuenta de la relación entre el grosor de corte y el avance dela mesa en una rotación del tubo. Mediante el ajuste de este parámetro se consigue la superposición o separación de los bucles espirales, dependiendo del tipo de exploración deseada.
Las mesas de la TC deben fabricarse con materiales que no interfieran la radiación y no causen artefactos en la imagen. La mayoría de mesas se fabrican en fibra de carbono, material casi radiotransparente.
Si se excede el limite de peso recomendado por el fabricante, comúnmente 150 kg, se vera comprometida la precisión en el desplazamiento de la mesa.
La mayoría de mesas se fabrican en fibra de carbono, material casi radiotransparente.
Si se excede el limite de peso recomendado por el fabricante, comúnmente 150 kg, se vera comprometida la precisión en el desplazamiento de la mesa.
En el mercado existen diversos accesorios que se acoplan ala mesa de exploración para realizar diferentes procedimientos, tales como inmovilizadores para TC de planificación en radioterapia.
5. USOS DIAGNÓSTICOS Y TERAPÉUTICOS DE LA TC
La introducción de la TC significó un gran avance en el diagnóstico por la imagen. El continuo desarrollo de los equipos y la tecnología asociada ha permitido dotar a la medicina de una herramienta de gran utilidad clínica para el diagnóstico de enfermedades, el seguimiento de patologías y su tratamiento, y también para la planificación en radioterapia. La TC permite la resolución submilimétrica de estructuras y órganos y tiempos de exploración con rotaciones por debajo del segundo que facilitan el estudio de órganos en movimiento y el procesado de imágenes en tiempo real. En la actualidad disponemos de TC de hasta 128 coronas de detectores; se obtiene una fiel reconstrucción multiplanar isotrópica y reconstrucciones volumétricas que facilitan la comprensión espacial de la patología. De este modo es posible la evaluación de los vasos sanguíneos con detalle similar a las angiografías, la valoración de perfusión cerebral o cardiaca e incluso la endoscopia virtual.
5.1. EL TORAX
La TC del tórax permite estudiar todos los órganos contenidos en su interior: los pulmones, la pleura, el mediastino, el diafragma y el esófago, así como los huesos que lo rodean: la columna dorsal, las costillas y el esternón. Es especialmente útil en el diagnóstico de las enfermedades difusas de los pulmones. Como el parénquima pulmonar es de densidad parecida a la del aire, cualquier lesión será fácilmente visible por ser mas densa. La gran mayoría de las estructuras del tórax son verticales (vena cava superior, tráquea, aorta y esófago) y, por lo tanto, en los cortes axiales se verán como estructuras redondeadas cuya opacidad o lucidez dependerá de si transportan sangre o aire. Otras estructuras son oblicuas, como el bronquio fuente izquierdo y el tronco braquiocefalico venoso izquierdo, y se verán como imágenes elípticas. Las estructuras horizontales (como el bronquio lobar medio) se observarán como sombras lineales.
5.2.ABDOMEN Y PELVIS
Una TC abdominal puede detectar signos de inflamación, infección, lesiones o afecciones de hígado, bazo, riñones, vejiga, estómago, intestinos, páncreas y glándulas suprarrenales. También permite visualizar problemas en los vasos sanguíneos y ganglios linfáticos dela zona. Aunque en algunas patologías, como las ginecológicas, no sea la primera elección, también colabora en el seguimiento o valoración de los tratamientos asociados. La TC delinea claramente las estructuras anatómicas en el abdomen, lo que es fundamental en el diagnóstico de diafragma interno y otras hernias no palpables o insospechadas. También ofrece un claro detalle de la pared abdominal que permite identificar con precisión la presencia de hernias. Los procedimientos de TC ayudan a diagnosticar la causa del dolor pélvico o abdominal y las enfermedades de los órganos internos, el intestino y el colon. En función de las indicaciones, se pueden utilizar medios de contraste, orales o rectales, para la exploración.
5.3. Cabeza y cuello
La TC es de gran utilidad en el estudio del sistema nervioso central, fundamentalmente en la evaluación del paciente de urgencias, de los enfermos críticos y en el seguimiento de numerosas patologías. La TC con cortes submilimétricos permite la visualización detallada del parénquima encefálico y del cráneo, a lo que hay que añadir las ventajas dela reconstrucción multiplanar para el estudio de cara y cuello. La resolución temporal de la tomografía multicorte permite el estudio de la vascularización cerebral.
5.4. . Músculo y esqueleto
La TC puede aportar una información de gran calidad sobre las estructuras óseas, los planos musculares y grasos, así como de las estructuras vasculares. Esos datos son de gran utilidad para el tratamiento de las neoplasias, las infecciones y los traumatismos, además del seguimiento post-quirúrgico de estos pacientes. Las técnicas de reconstrucción multiplanar y visualización 3D resultan esenciales para el estudio del sistema musculo-esquelético por revelar detalles delas lesiones no visualizados mediante otras técnicas.
5.5. Angiografía TC
Los avances en los sistemas de TC multidetector y en las técnicas de procesado de imágenes han ampliado el papel de la TC en la evaluación de las enfermedades vasculares: cerebral, pulmonar y cardiaca.
5.5.1. ATC cerebral
Aunque la angiografía convencional intervencionista (por catéter o por sustracción digital) es el estándar para la obtención de imágenes de los trastornos cerebrovasculares, es una técnica que requiere mucho tiempo y se asocia con cierta tasa de complicaciones neurológicas permanentes. La angiografía por TC (ATC) tiene la ventaja de ser un método no invasivo y el ahorro de tiempo sobre la angiografía tradicional es crucial en el caso de pacientes con sospecha de padecer un accidente cerebrovascular agudo, en el que las decisiones de tratamiento deben realizarse rápidamente. Además, la ATC cerebral se puede combinar con imágenes de perfusión cerebral para evaluar la viabilidad del parénquima cerebral y su irrigación vascular. Las reconstrucciones tridimensionales visualizan la relación de las lesiones vasculares complejas con las estructuras circundantes, proporcionando información muy valiosa para el cirujano. La adquisición de imágenes de alta resolución se realiza en fase de realce arterial con contraste.
5.5.2. ATC pulmonar
Las ventajas dela TC multicorte, en cuanto a su alta resolución temporal y espacial, son especialmente adecuadas para visualizar con precisión el corazón y los vasos torácicos. Su utilización ha dado lugar a nuevos protocolos de exploración encaminados al diagnóstico del tromboembolismo pulmonar (TEP). La reconstrucción multiplanar permite una mejor representación de la vascularización pulmonary la rapidez de la exploración es importante para el embolismo pulmonar agudo.
5.5.3. ATC cardiaca
La ATC coronaria se realiza en el modo de adquisición espiral continua durante todo el ciclo cardiaco. Sin embargo, para los estudios del corazón y de las arterias coronarias se necesitan técnicas especiales para producir imagenes libres de artefactos de movimiento. La visualización de las arterias coronarias es difícil porque son relativamente de pequeño calibre, de forma tortuosa y están sujetas al constante y rápido movimiento del corazón. La utilización de un medio de contraste optimiza el realce delas estructuras vasculares sobre los tejidos circundantes. Existen dos técnicas de sincronización dela adquisición de imágenes TC con el ritmo cardiaco a partir del electrocardiograma (ECG): el prospectivo (triggering ECG) y el retrospectivo (gating ECG). El triggering ECG prospectivo identifica los instantes de mas bajo movimiento cardiaco y adquiere imágenes solo en esas partes del ciclo cardiaco, lo que minimiza la exposición de radiación. Los métodos de sincronización retrospectiva adquieren imágenes durante todo el ciclo cardiaco mientras se registra el ECG del paciente. Las imágenes se reconstruyen después creando imágenes en cualquier fase que se desee del ciclo cardiaco.
5.6. intervencionismo y fluoroscopia TC
La TC es una herramienta valiosa para los procedimientos intervencionistas, tales como biopsias y drenaje de abscesos. El uso de la TC para guiar los procedimientos percutáneos ofrece diversas ventajas: la alta resolución de las imágenes proporciona la localización tridimensional precisa de las lesiones y permite al clínico planificar una ruta de acceso a la lesión porque muestra la relación de las estructuras circundantes. La capacidad de visualizar con precisión materiales de alta densidad permite el uso de cualquier tipo de instrumento (aguja, tubo de drenaje u otros dispositivos). Puede ser necesaria la inyección de medio de contraste para realzar el espacio anatómico circundante. Los pacientes se pueden colocar en una gran variedad de posiciones para permitir el acceso mas fácil a la lesión.
La mejora de la precisión del procedimiento disminuye los riesgos asociados.
Se utilizan dos técnicas diferentes para las intervenciones guiadas: la TC secuencial y la fluoroscopia TC.
La TC secuencial cuenta con todas las ventajas enumeradas anteriormente, pero presenta algunos inconvenientes. El procedimiento puede ser largo debido a las numerosas imágenes de la TC simple o helicoidales que se obtienen.
El proceso requiere de una adquisición de escaneo, la colocación dela aguja, otra adquisición de exploración, el ajuste de la aguja, otra adquisición de exploración, y así sucesivamente hasta que la aguja este en el lugar correcto.
La fluoroscopia TC (FTC) ofrece las mismas prestaciones de visualización "casi" en tiempo real de la fluoroscopia tradicional, mientras que aporta una resolución de contraste superior y la posibilidad de representación anatómica tridimensional. Estos beneficios aumentan la capacidad de realizar intervenciones guiadas por imagen en zonas anatómicamente complejas. Cualquiera de los dos métodos supone cierto nivel de dosis de radiación administrada al paciente. Con la FTC, además, se debe tener en cuenta la exposición ala radiación del operador durante el procedimiento. Para minimizar este riesgo, dependiendo del estudio clínico, pueden utilizarse ambas técnicas en combinación.
5 .7. Endoscopia virtual El posprocesado de los datos obtenidos en la TC permite reconstruir las estructuras mostrando su representación superficial (surface rendering) o volumétrica (volumen rendering), Estas técnicas de software tienen su aplicación en una variedad de usos clínicos de gran utilidad como la inspección interna del colon o de los arboles bronquiales. Lo que se conoce con el nombre de “endoscopia virtual" es hoy una realidad y se ofrece como una herramienta de cribado. La colonoscopia virtual ofrece varias ventajas: es rápida en la ejecución, no es un método invasivo, es mas confortable para el paciente, no necesita mucho material y permite al medico visualizar todo el colon y las estructuras anatómicas adyacentes. Colonoscopia virtual: https://www.youtube.com/watch?v=mczdUIuKf7w
• El procedimiento también per- mite la visualización de áreas distales a una obstrucción del intestino, proporcionando información sobre los carcinomas oclusivos. Además, la colonoscopia virtual puede ser una herramienta valiosa en la evaluación preoperatoria del colon. Se define la localización anatómica exacta dela anomalía y la proximidad de las estructuras adyacentes, mientras que la colonoscopia convencional solo estima la localización de las lesiones. En contrapartida, es un poco limitada enla visualización de los detalles de la mucosa y los pólipos menores de 1 cm y no es posible la toma de biopsias de los tejidos de interes.
La broncoscopia virtual puede visualizar mas allá del bronquio segmentario, lo que permite detectar la estenosis, la oclusión y la impresión externa en la luz bronquial. Además, las imagenes de TC obtenidas durante la broncoscopia virtual ofrecen imágenes no solo de las vías respiratorias, sino también del parenquima pulmonar. Junto con las imagenes axiales se puede precisar la localización anatómica de la lesión. Como contrapartida, no pueden extraerse biopsias tisulares y no es capaz de mostrar la coloración de la mucosa bronquial.
5.8. Estudios dinámicos de TC
Algunos TC permiten la obtención de estudios dinámicos, esto es, el seguimiento de la evolución temporal de un proceso dinámico en un volumen de interés. Estas exploraciones son también conocidas como TC en 4D. En ellas se puede visualizar, por ejemplo, el movimiento de las articulaciones o la captación de contraste en ciertos órganos (perfusión o angiografía TC dinámica). Con las imágenes de la evolución temporal del realce de contraste vascular del cerebro se puede llevar a cabo un seguimiento del realce arterial y venoso. Actualmente es posible realizar estudios de perfusión de órganos tales como el cerebro, el corazón y el hígado.
5.9. TC en radioterapia
Las imágenes de cortes transversales proporcionan una gran cantidad de datos anatómicos básicos para las tareas de planificación dosimétrica de los tratamientos. La TC en radioterapia encuentra su aplicación en cuatro áreas principales: 1 Diagnóstico. La TC proporciona información cuantitativa acerca de las anomalías en tejidos y estructuras que sirve para evaluar la extensión y el estadio de la enfermedad. Con esta información el oncólogo radioterapeuta decidirá el tipo de tratamiento, la técnica y la prescripción de dosis.
2 Localización de volúmenes. El detalle de las estructuras visualizadas en los cortes axiales permite localizar y delinear el tumor y los tejidos normales. El oncólogo radioterapeuta dibuja sobre las imagenes de la TC el volumen que se va a irradiar según se aprecia en los tejidos (CTV: clinical target volumen). Por la imprecisión de la localización real, los posibles movimientos y el error en la reproductibilidad de la colocación del paciente se añade cierto margen al volumen objetivo, lo que da lugar al volumen final de tratamiento (PTV: planned target volumen). Del mismo modo, se contornean los órganos de riesgo como aquellos que deben cumplir las restricciones de dosis que correspondan.
3 Cálculo dosimétrico. Las imágenes de TC consisten en una matriz de coeficientes de atenuación. A través de los números CT (unidades Hounsfield) de cada punto de la imagen se obtiene una matriz de densidades electrónicas que serán la base del cálculo de dosis en los planificadores. La dispersión Compton es el proceso predominante en la interacción de los fotones de alta energía (MV) con el tejido. La probabilidad del efecto Compton es directamente proporcional a la densidad electrónica del material; por lo tanto, la TC proporciona también información detallada acerca dela densidad electrónica que puede usarse para el cálculo de la dosis absorbida en los diferentes tejidos.
4 Control del tratamiento. El seguimiento de las imágenes de TC, ya sea durante o después del tratamiento, ofrece un medio para evaluar la remisión del tumor o su recurrencia, o el daño del tejido normal. Esta información es útil tanto para el estudio de la eficacia de los tratamientos como para el planteamiento de estrategias terapéuticas posteriores.
Con las nuevas y complejas técnicas radioterápicas la verificación del tratamiento durante la irradiación ha cobrado especial importancia. Así, a las imágenes obtenidas con el haz de megavoltaje se han unido imágenes de rayos X (kV) e incluso imágenes TC. En este último caso la verificación del tratamiento en directo, mientras se realiza la sesión de radioterapia, se incluye en los equipos modernos de irradiación con megavoltaje mediante dos sistemas diferentes: 1 Disponiendo una TC convencional opuesta al gantry del acelerador y una camilla orientable. 2 Incorporando al gantry del acelerador un tubo de rayos X y una pantalla de detección electrónica opuesta, capaz de realizar durante el tratamiento una TC de haz cónico (CBCT: Cone Beam CT).
6. SEGURIDAD EN LAS EXPLORACIONES DE TC
La evolución tecnológica de los equipos de TC ha permitido aplicaciones más allá de las exploraciones convencionales, realizándose actualmente estudios clínicos de gran complejidad. Así pues, la TC (multicorte y espiral) es una herramienta fundamental para el diagnóstico y el control de patologías en la práctica clínica diaria. Como consecuencia, en los países occidentales ha aumentado considerablemente el número de pacientes sometidos a exámenes de TC. El uso de radiaciones ionizantes no es inocuo para la población en su conjunto. Las exploraciones con TC representan casi la mitad de la dosis anual colectiva debida a aplicaciones médicas de las radiaciones.
Esta situación ha generado una creciente preocupación acerca del uso apropiado de las técnicas de TC, los valores reales de la dosis de radiación administrada en las exploraciones y los posibles riesgos asociados. La seguridad en el uso de TC debe atender a la dosis de radiación administrada al paciente, teniendo en cuenta el enorme número de personas que son sometidas a exploraciones médicas de este tipo.
El uso de la TC deberá ceñirse a los criterios básicos de protección radiológica: justificación, optimización y limitación. La optimización requiere el uso de técnicas adecuadas que minimicen la dosis de radiación suministrada al paciente y proporcionen imágenes con información clínica suficiente.
Para conseguir esto, es importante someter los equipos de TC a un programa de garantía y control de calidad que permita mantener su funcionalidad en óptimas condiciones. En otro orden, el uso de contraste en algunos estudios diagnósticos o funcionales también puede ser objeto de reacciones adversas por parte del paciente. Para minimizar o paliar riesgos de este tipo debe disponer- se de procedimientos escritos para la aplicación de estos productos y para las normas de actuación ante posibles emergencias. &›.l. Justificación, optimización y limitación La prescripción de una exploración TC debe ajustarse a un requerimiento indispensable de información clínica que no puede obtenerse mediante otras técnicas de imagen alternativas. El principio ALARA (as low as reasonably achievable) establece que toda exposición a radiaciones ionizantes con finalidad diagnóstica se mantendrá en un nivel tan bajo como sea razonablemente posible.
Este principio parte dela premisa de que no existe un nivel umbral para la carcinogenesis (es decir, no existe una dosis que pueda considerarse inofensiva). La reducción de la exposición a la radiación sigue siendo un desafío constante en el desarrollo de prestaciones de los equipos de diagnóstico médico. El criterio de limitación en protección radiológica no se aplica a la dosis recibida por el paciente, aunque se puede considerar que la dosis suministrada por un equipo de TC debe estar dentro de los limites delo establecido comúnmente, de lo contrario el equipo no cumplirla los criterios de calidad. La protección radiológica procura la limitación de la dosis recibida por el personal y el público en general. Por ello, el diseño de un equipo de TC debe comprender elementos que garanticen la innecesaria exposición a las radiaciones ionizantes: salas de exploración blindadas, señalización de áreas y control y limitación de accesos.
Si cualquier trabajador tuviera que permanecer en el área de exploración, por ejemplo el anestesista si fuera necesario, se situaría lo más alejado posible del haz y provisto de protecciones plomadas (delantal).
6.2. OPTIMIZACIÓN: TÉCNICAS DE DISMINUCIÓN DE DOSIS
Los equipos de TC deben operar en óptimas condiciones técnicas y estar sujetos a programas de garantía de calidad. Sin embargo, los objetivos de optimización van más allá y aprovechan los avances tecnológicos actuales para reducir la exposición. También, en circunstancias apropiadas, la calidad dela imagen puede ser manipulada para reducir la exposición, a condición de que no vaya en detrimento dela sensibilidad apropiada para la aplicación clínica. Para garantizar el cumplimiento de este objetivo se debe disponer de protocolos basados en la mejor experiencia acumulada hasta la fecha.
Existen varios mecanismos para reducir la dosis en los examenes por TC; cada uno de ellos, como contrapartida, tiene implicaciones para la calidad de imagen de diagnóstico, por ejemplo: I
1. Reducir los mAs:
1. Disminuye la dosis proporcionalmente a la reducción
2. Incrementa el ruido en la imagen proporcionalmente
3. Por lo tanto, una reducción de la mitad en los mAs aumenta el ruido en un factor igual a 1,41, es decir, en un 40 %. El aumento del ruido la protección en la imagen degrada la resolución abajo contraste.
2. Reducir el kVp: 1. Disminuye la dosis (pero no de manera lineal con el kVp). 2. Si el kVp es muy bajo (< 90 kVp) pueden aumentar
significativamente los artefactos por endurecimiento del haz.
3. Aumentar el paso de hélice (pítch) o velocidad de la mesa:
1. Disminuye la dosis proporcionalmente al incremento del pitch.
2. Reduce la resolución espacial (longitudinal) al aumentar el grosor efectivo del corte (perfil de sensibilidad).
3. Atención: algunos equipos están programados para aumentar automáticamente los mAs al aumentar el pitch.
6. SEGURIDADEN EL USO DE CONTRASTES EN TC
Los agentes o medios de contraste se usan en radiología para destacar áreas específicas de tal manera que órganos, vasos sanguíneos o tejidos sean mas visibles. Los agentes de contraste, en general, son fármacos disponibles en diferentes formas. Algunos de los más frecuentes son los compuestos de yodo y de bario. Se administran al paciente mediante inyección intravenosa o por vía oral y rectal. El contraste intravenoso se emplea para destacar vasos sanguíneos y realzar la estructura de órganos tales como el cerebro, el hígado o los riñones. El medio de contraste es un compuesto de yodo en forma liquida de consistencia parecida al agua.
Típicamente, el agente de contraste se dispone en un inyector automático programado para inyectar el contraste en un periodo determinado durante la exploración. Una vez introducido en el torrente circulatorio, el agente de contraste se distribuye por todo el organismo y su presencia en vasos y órganos atenúa los rayos X. Como consecuencia, estas estructuras se verán realzadas en la imagen como áreas de número Hounsfield elevado (blancas).
CARGAR INYECTORA:
https://www.youtube.com/watch?v=WBA2XVOUsgc
El contraste oral se utiliza para destacar el tracto gastrointestinal en pelvis y abdomen. Cuando se utiliza contraste oral se solicita al paciente que permanezca en ayunas varias horas antes de la exploración. El contraste oral más utilizado es el sulfato de bario, que tiene la consistencia y apariencia de un batido, preparado con agua. Antes de realizar la TC, el paciente debe ingerir este preparado. Tras la ingesta, el agente de contraste viaja hacia el estómago y el tracto gastrointestinal. Los órganos que han asimilado el contraste atenuarán los rayos X y aparecerán destacados en la imagen TC.
El contraste rectal se administra en forma de enema y se utiliza para destacar las imágenes del intestino grueso o del recto. Se emplean los mismos compuestos que para el contraste oral, pero en diferente concentración. Además de solicitar al paciente el ayuno previo, también se requiere un lavado del colón mediante preparados que se toman la noche anterior a la exploración. La irrupción de una sustancia extraña en el cuerpo humano no siempre es totalmente inocua y puede producir reacciones no deseadas o inesperadas cuyos mecanismos no están lo suficientemente aclarados. Cuando estas reacciones generan manifestaciones clínicas se consideran como reacciones adversas. Los medios de contraste administrados por vía oral o rectal, en general, pasan sin ninguna incidencia por el organismo y, ocasionalmente, pueden provocar estreñimiento.
Los medios de contraste intravenosos son sustancias químicas de moléculas complejas. El efecto secundario más común de los compuestos yodados es una sensación de calor o rubor durante la inyección seguido a veces por un sabor metálico en la boca. Esta sensación no requiere tratamiento alguno y desaparece enseguida. Otra reacción leve es la picazón en diversas partes del cuerpo. Esta reacción tiene una duración que abarca desde varios minutos hasta unas pocas horas después de la inyección. Cuando se produce, esta reacción se contrarresta generalmente con medicación. Las reacciones alérgicas más graves, aunque no son comunes, incluyen dificultad para respirar e hinchazón de la garganta u otras partes del cuerpo. Estas reacciones deben ser tratadas inmediatamente. Las reacciones anafilácticas más graves, pueden comprometer la vida del paciente. La extravasación del agente de contraste puede provocar también lesiones de diferente consideración.
Aunque no es posible descartar o asegurar la probabilidad de que ocurra una reacción adversa, se recomiendan una serie de medidas para brindar mayor seguridad a los pacientes:
1. Identificación de los grupos de riesgo.
2. Procedimientos escritos de administración de contraste.
3. Procedimientos escritos de actuación ante reacciones adversas.
4. Disponibilidad de material médico para aplicación de contramedidas.
5. Consentimiento informado del paciente.
La identificación de aquellas personas que presentan un riesgo mayor de probabilidad de ocurrencia de una reacción adversa cuando es sometida a un estudio con contraste deberá realizarse mediante un adecuado interrogatorio de sus antecedentes, prestando especial atención a reacciones previas a medicamentos y dejando constancia de su resultado. En todos los casos el paciente deberá brindar su consentimiento habiendo sido informado en forma suficiente acerca de los riesgos, beneficios y costes que surgen del uso de los medios de contraste. Este paso debe ser documentado en un formulario de consentimiento informado.
Los grupos con riesgo incrementado de sufrir una reacción adversa son:
1. Pacientes que tienen una historia previa de reacción adversa moderada o grave por contraste.
2. Pacientes con hiperreactividad bronquial o asma activa.
3. Pacientes que sufren otras enfermedades asociadas tales como diabetes, enfermedad cardiaca, renal y situaciones clínicas particulares, como la hipertensión arterial tratada con betabloqueantes.
4. Pacientes con antecedentes de manifestaciones atópicas y reacciones alérgicas a medicamentos, alimentos o sustancias de contacto.
7. REPRESENTACIÓN DE LA IMAGEN
El principio básico dela TC es que la estructura interna de un objeto puede ser reconstruida a partir de múltiples proyecciones de ese objeto. J. Radon estableció matemáticamente este principio en 1917 y A. Cormack publicó unos trabajos sobre la reconstrucción de imágenes en 1963. A principios de la década de los 70, Godfrey Hounsfield aplicó estos conceptos utilizando la tecnología informática disponible en la época y los aplicó al diagnóstico por la imagen. Cada corte adquirido se subdivide en una matriz de hasta 1.024x1.024 elementos de volumen (vóxel). Durante el escaneo, numerosos fotones de rayos X han atravesado cada vóxel y la intensidad de la radiación transmitida ha sido registrada por los detectores
A partir de estas lecturas de la intensidad puede calcularse la densidad o el valor de la atenuación de los tejidos en cada punto en el corte. A cada vóxel individual se le asigna un valor específico de la atenuación. En correspondencia con esta asignación, la imagen visualizada (2D) se reconstruye como una matriz de elementos de imagen (píxeles).
7.1. Números Hounsfield
La atenuación de cada vóxel viene determinada por su composición y tamaño, además de la energía del haz. A cada píxel se le asigna un valor numérico (número CT), que es una media de la atenuación del vóxel correspondiente. La visualización de la matriz de números se realiza a través de una asignación de diferentes tonos de gris a cada rango de números para formar en definitiva la imagen en pantalla. Se han definido distintas escalas arbitrarias de números CT que comparan la atenuación registrada con la atenuación de un material de referencia que suele ser el agua.
La escala más utilizada es la de las unidades o números Hounsfield (HU). La escala de Hounsfield asigna al agua un valor de 0 HU. El rango, de números CT es 2.000 HU, aunque algunos escáneres modernos tienen un mayor rango de hasta 4.000 HU. Cada número representa una tonalidad del gris en una escala que va desde el blanco (+1.000 HU) hasta el negro (-1.000)
7.2. Métodos de reconstrucción
La imagen de TC es el resultado dela suma de todos los datos obtenidos (raw data) en las múltiples vistas tomadas del objeto. La reconstrucción tomografica se basa en el principio básico de la atenuación exponencial de la intensidad del haz incidente cuando atraviesa un medio material. Mientras que en una radiografía convencional solo se obtiene el resultado de aplicar un promedio del coeficiente de atenuación a todos los tejidos, las múltiples vistas de la TC permiten extraer información de los materiales individuales que encuentra a su paso.
Como se ilustra en la Figura 16, la vista 1 representa la suma de los píxeles de cada fila, la vista 2 es el resultado de la suma de los pixeles de cada columna y la vista 3 se forma a partir de la suma de los píxeles de la diagonal. Se han desarrollado diversos métodos y algoritmos para el calculo de la imagen de cada corte a partir de este conjunto de vistas volumétricas. El primer método, aunque tedioso y poco práctico, permite comprender el problema que se plantea al reconstruir la imagen TC. Se basa en la resolución algebraica de un conjunto de ecuaciones lineales. Para cada medida se puede plantear una ecuación en términos de que la atenuación obtenida sea igual a la suma de las atenuaciones individuales de las diferentes densidades que atraviesa el rayo.
Algebraicamente, para calcular N2 incógnitas se necesitan N2 ecuaciones y, por lo tanto, N2 medidas. La mayoría de TC proporcionan muchas mas medidas que las estrictamente requeridas para resolver el problema. Por ejemplo, reconstruir una imagen con resolución de 512x512 plantea 262.144 incógnitas. Los equipos de TC moderna fácilmente recopilan 700 vistas con unas 600 medidas en cada vista, es decir, unos 420.000 resultados. Aunque el problema algebraico está resuelto, este método implica un tiempo de cálculo extremadamente largo, que lo hace inviable para las prestaciones de las TC actuales.
El segundo método de reconstrucción utiliza las técnicas de iteración para calcular la imagen final (Figura 17). El algoritmo se inicia asignando a cada píxel de la imagen un valor arbitrario. Seguidamente se van variando estos valores, subiendo o bajando su cuantía para cumplir consistentemente con los obtenidos de cada una de las vistas. Este procedimiento cíclico se denomina "iteración" y al final, tras muchas iteraciones, la imagen obtenida converge en la solución adecuada, es decir, en la representación fiel del objeto.
El tercer método es el de la retroproyección: la señal adquirida en cada vista individual se proyecta a lo largo de la dirección del rayo incidente asignando el mismo valor a todos los píxeles del recorrido. El resultado en la intersección de todas las vistas es una imagen borrosa del objeto (Figura 18). Este simple principio ha sido mejorado mediante la aplicación de filtros para corregir el resultado dando lugar a una solución casi perfecta para la reconstrucción de las imágenes tomograficas. El método de la retroproyección filtrada es el mas utilizado por los equipos de TC.
7.3. Representación de la imagen (ventana de visualización: nivel y anchura)
Este punto se refiere a los parámetros conocidos como Window Level (WL) y Window Width (WW). Mientras que la gama de números CT establecidos en el ordenador recorre 2.000 HU (-1 .OOO a + l.OOO), el ojo humano no puede distinguir con exactitud mas allá de 200 tonos diferentes de grises. Por lo tanto, para permitir la interpretación clínica de la imagen la visualización debe limitarse a un determinado rango de números Hounsfield. Se puede conseguir una escala de grises clínicamente útil estableciendo los parámetros WL (nivel de la ventana) y WW (anchura de la ventana) a un intervalo adecuado de HU, dependiendo de los tejidos que se van a estudiar.
El término “window Level” representa el valor central de HU del rango de números Hounsfield que entran en la ventana escogida. El WW cubre todos los tejidos de interés y se muestra como varios tonos de gris. Los tejidos con números CT fuera de este rango se muestran en blanco o en negro. Por ejemplo, cuando se realiza un examen de TC de tórax se eligen valores típicos de WW 350 y WL de +40, para ver definido el mediastino (tejido blando); mientras que para evaluar la zona pulmonar (aire) los valores óptimos son WW 1.500 y WL -600.
Una imagen Digital es una representación bidimensional de un objeto a partir de una matriz numérica, cuya
información se compone de números binarios
En una imagen de Tomografía Computada, podemos distinguir esta matriz numérica. Si nos acercamos a la imagen y nos enfocamos solamente en una parte de ella, nos damos cuenta que, en realidad, la imagen está
formada por múltiples celdillas
Por tanto, cada uno de estos cuadraditos o celdillas, que son elementos de imagen, llamados Píxeles, en realidad tienen un volumen, una profundidad, cada uno de ellos, y a este volumen se le denomina
Voxel.
Actualmente los equipos de Tomografía computada utilizan principalmente unas matrices de 512 x 512, es decir 512 pixeles horizontales y 512 pixeles verticales lo que da una matriz mucho más amplia (262144 puntos de imagen), y por lo tanto, la imagen obtenida
presenta mucho mayor detalle y mayor nitidez
Un “bit” viene de la contracción del inglés “binary digit” (“dígito binario”). Una imagen que tiene un bit por pixel, significa que cada elemento de imagen, es decir, cada pixel de esa imagen, va a
poder elegir entre dos valores: 0 ó 1
Como se trata de una imagen digital, por lo tanto, estos distintos niveles de gris se diferencian en pasos discretos, es decir, en la imagen de la a Computada no tenemos un continuo de niveles de gris .
En una imagen digital, la fórmula para saber la cantidad de valores a la que puede optar cada uno de sus elementos de imagen es 2n. En general, en Tomografía Computada, se trabaja con 12 bits por píxel, lo que nos permiten obtener 4096 niveles de gris. Es decir, cada píxel, en una imagen de Tomografía Computa, que trabaja con 12 bit va a poder optar a cualquiera de los 4096
niveles de gris posibles.
• Los equipos trabajan con 12 bits por pixel, cada pixel puede tomar cualquiera de los 4096 niveles de gris disponibles
El ANCHO DE VENTANA determina el rango N°s CT que serán desplegados en la imagen, determina el contraste de la imagen. Mientras mayor es el ancho de la ventana menor es el contraste, pues hay mayor cantidades de grises.
NIVEL DE VENTANA
• Valor central de la escala de n°s CT dentro del ancho de ventana asignado a la imagen. Se selecciona de acuerdo al N°CT promedio de la estructura a estudiar. Determina el ennegrecimiento de la imagen.
ALGUNOS EJEMPLOS
Ejemplo 1
FIGURA 1) Paciente que había sufrido un traumatismo craneoencefálico. La exploración estándar con unos parámetros (WW 75, WL 35) adecuados para examinar el parénquima encefálico no parecía mostrar hallazgos llamativos. ¿Tenía algo?
FIGURA 2) En esta segunda imagen obtenida con un grosor de ocho milímetros, en sentido cefálico, tampoco se apreciaban alteraciones significativas. Lo mismo sucedió en las veinte imágenes de la exploración craneoencefálica completa
FIGURA 3) La Técnico que había realizado el estudio de TC, le llamó la atención la asimetría existente entre el hueso parietal derecho y el izquierdo, así que aumentó el nivel de ventana hasta 47 unidades. El resultado fue inmediato. Un hematoma subdural agudo destacaba en el lado izquierdo (flechas).
Ejemplo 2
7.4. SFOV (scan field of wiew) y DFOV (display field of wiew)
La selección del SFOV determina el área, dentro del gantry, de la que se adquieren los datos (Figura 20). Por ejemplo, cuando se selecciona un SFOV de 25 cm se adquieren los datos de un circulo de 25 cm de diámetro alrededor del isocentro donde se coloca el paciente. El SFOV determina el numero de elementos detectores que registrarán datos. Las opciones de SFOV varían entre las TC, aunque las opciones típicas son pequeño (25 cm), que se utiliza para TC craneal; medio (35 cm), que se emplea a menudo para el tórax, y grande (42-5O cm), que se usa para el abdomen.
Para optimizar la calidad de la imagen se debe escoger el SFOV que sea mas cercano al contorno de la zona anatómica del paciente. Sin embargo, se debe cuidar que ninguna parte quede fuera del área de barrido, porque se obtendrían imprecisiones y errores en la imagen.
El campo de visualización (DFOV), también llamado zoom, determina la cantidad de los datos originales recopilados que se utilizan para crear una imagen. Por ejemplo, si una columna lumbar se escanea con un gran SFOV para incluir todo el cuerpo pero el operador elige para examinar la imagen de manera que las vértebras ocupan la mayor parte de la pantalla, el resto del abdomen dela paciente no se visualiza en la imagen. La sección que se visualiza es la DFOV. El cambio de DFOV afectará a la calidad de imagen, al cambiar el tamaño del píxel. Es decir, el DFOV funciona de una manera similar a la del zoom en una cámara. Debido a que los datos seleccionados para la DFOV son un subconjunto de todos los datos de exploración disponibles, el DFOV no puede ser mayor que el SFOV.
7.5. Reconstrucción multiplanar y 3D
Un estudio de TC helicoidal y multicorte contiene un gran volumen de información. La zona anatómica examinada se divide en una ingente cantidad de imágenes y es representada por una matriz volumétrica de datos (raw data). El avance de las técnicas computacionales de procesado de imagen proporciona diferentes soluciones a la visualización de estos datos. Estas técnicas incluyen la reconstrucción multiplanar, la representación en superficie y la representación en volumen. En la reconstrucción multiplanar (MPR), a partir del lote de imágenes axiales obtenidas, contiguas una detrás de otra, el programa de procesado produce imágenes en un plano diferente al original (axial).
Comúnmente estos panos son el sagital y el coronal, pero también pueden ser planos oblicuos. La reconstrucción multiplanar es una representación bidimensional (2D) y la imagen conserva los valores de atenuación (números CT) originales de los datos en bruto.
La reconstrucción tridimensional intenta representar la totalidad del volumen de exploración en una sola imagen. A diferencia de representación 2D, las técnicas 3D manipulan o combinan valores del número CT de los vóxeles originales para mostrar una imagen. Así se pierde la información original de la atenuación.
En la representación en superficie (surface rendering) la imagen 3D vista con la reconstrucción de superficie muestra solo la parte externa, no pudiéndose analizar las estructuras internas del objeto estudiado, A cada vóxel original le asigna un nivel de opacidad proporcional a la intensidad detectada durante la exploración. Es similar a tomar una fotografía de la superficie dela estructura en la que los vóxeles situados en el borde se usan para mostrar el contorno o la "cáscara" de la estructura.
8. CALIDAD DE LA IMAGEN
La calidad de la imagen TC indica la fidelidad de los números CT asignados a cada pixel (ruido, uniformidad, Linealidad y resolución temporal) y la precisión con que reproducen pequeñas diferencias en la atenuación (resolución de contraste) y los pequeños detalles (resolución espacial). Muchos factores afectan la calidad dela imagen producida: la intensidad de corriente del tubo (mA), el tiempo de exploración, los kilovatios-pico (kVp), el grosor de corte, el campo de visión, el algoritmo de reconstrucción y, en TC espiral, el desplazamiento de la mesa respecto a la rotación del gantry (pitch). La buena practica diagnóstica debe acompasar la calidad de imagen clínicamente requerida para la exploración y la minimización de los niveles de exposición radiológica del paciente.
8.1. Resolución espacial
La resolución espacial es la capacidad del sistema para resolver, como formas independientes, pequeños objetos que están muy cercanos entre sí.
8.1.1.Factores que afectan la resolución espacial
La resolución espacial de la imagen TC depende dela calidad de los datos sin procesar (raw data) y el método de reconstrucción. A su vez, la calidad de la adquisición se ve afectada principalmente por la selección del tamaño del píxel y del espesor de corte. El tamaño del píxel juega un papel importante en la resolución espacial de la imagen. Viene determinado por el tamaño de matriz y el alcance del campo de visualización (DFOV):
Tamaño del pixel =DFOV/tamaño de la matriz
Un píxel grande es más probable que contenga múltiples objetos, presentándose un promedio de densidades en el vóxel. Cuando los píxeles son mas pequeños, diferentes densidades muy próximas pueden verse separadas. Por lo tanto, un menor tamaño de píxel mejorará la resolución espacial. Esto se consigue aumentando la matriz de la imagen y reduciendo el tamaño de campo de visualización (DFOV).
En cuanto al espesor de corte, los cortes más finos producen imágenes más nítidas. El tamaño del vóxel juega un papel en el promedio de las atenuaciones y, por lo tanto, afecta a la resolución espacial. La selección del grosor del corte por parte del operador determina la segmentación sobre la cual todo el tejido dentro del vóxel se promedia en conjunto para producir un número de CT. Los escaneres modernos, capaces de adquirir 16 o más cortes simultáneamente, permiten secciones de entre 0,5 mm y 1 mm. Aunque estos cortes finos se combinan a menudo para presentar un corte de visualización más amplio, la resolución espacial depende de la forma en que se escanearon originalmente los datos volumétricos. espacial.
Por lo tanto, dos cortes de 1 mm combinados para mostrar un solo corte de 2 mm mantendrán la resolución espacial de los cortes originales de 1 mm. Es decir, disminuyendo el espesor del corte se obtiene una mayor resolución El método de reconstrucción puede utilizar filtros diferentes dependiendo de los protocolos de exploración establecidos. Para unas aplicaciones puede interesar uniformizar el valor de pixeles cercanos, por ejemplo para minimizar artefactos, en detrimento de la resolución espacial. Otros filtros tienden a realzar las diferencias entre píxeles próximos aumentando la resolución espacial pero a costa de disminuir la resolución a bajo contraste.
Otros factores que se deben considerar, pero en menor medida, son: el tamaño focal del tubo de rayos X, el pitch y el movimiento. El uso del foco fino favorece la nitidez geométrica en la imagen y aumenta la resolución espacial. En general, la elección de un pitch pequeño aumenta la resolución espacial. El movimiento del paciente o de sus órganos desenfoca la imagen y, por lo tanto, degrada la resolución espacial. El uso de tiempos de exposición cortos mejora la resolución espacial al minimizar el efecto del movimiento.
8.2. Resolución temporal
La resolución temporal de un sistema se refiere a la rapidez con que se adquieren los datos. La resolución temporal se controla por la velocidad de rotación del gantry, el número de canales del sistema detector y la velocidad con la que el sistema puede registrar señales que varían rápidamente. La resolución temporal de un sistema típicamente se cuantifica en milisegundos (ms). Una buena resolución temporal es de particular importancia cuando se exploran estructuras en movimiento (por ejemplo, el corazón) y en estudios que dependen del flujo de contraste yodado (por ejemplo, la angio-TC o estudios de perfusión).
8.3. resolución de contraste La resolución contraste es la capacidad para distinguir estructuras o tejidos colindantes cuyas densidades (número CT asignado en la imagen) son ligeramente diferentes. Para que un objeto sea visible en una imagen producida a partir de la radiografía convencional, el objeto debe tener, al menos, una diferencia del 5 % en contraste respecto al material de fondo, mientras que la TC es un excelente discriminador de contraste y puede diferenciar un objeto con una variación de contraste del 0,5 %. En TC, la diferencia de contraste entre los objetos se cuantifica por el porcentaje de diferencia de su coeficiente de atenuación lineal: una diferencia del 1 % corresponde a una variación de 10 HU (Figura 24).
8.3.1. Factores que afectan la resolución de contraste
Debido a que la diferencia de densidades entre el objeto y el fondo es pequeña, el ruido juega un papel importante en la resolución de bajo contraste. Hay muchos factores que afectan a la resolución contraste a través de su relación con el ruido de la imagen. Los más importantes para la exploración influyen directamente en la cantidad de fotones de rayos X que se utilizan para producir la imagen de TC, lo que afecta ala relación señal/ruido y, por tanto, a la resolución de contraste. Aumentar la carga (mAs) aumentará la señal sobre el ruido y mejorará la resolución de contraste. Dado que la dosis se incrementa linealmente con los mAs por barrido, la mejora de la resolución de contraste será a costa de una mayor dosis de radiación para el paciente.
Si el tamaño del píxel es pequeño, el número de fotones detectados en cada píxel es menor y el ruido será relativamente más importante y, por tanto, disminuirá la resolución de contraste. El grosor de corte tiene un efecto lineal en el numero de fotones de rayos X disponibles para producir la imagen: un corte de 5 mm tendrá dos veces el número de fotones que un corte de 2,5 mm. Con cortes anchos mas fotones alcanzan los detectores y se obtendrá una mejor relación señal/ruido. Sin embargo, esta mejora en la resolución de bajo contraste se consigue en detrimento de la resolución espacial a lo largo del eje Z (longitudinal).
Los algoritmos de reconstrucción con filtros para hueso producen mas baja resolución de contraste (pero mejor resolución espacial), mientras que los algoritmos de reconstrucción programados para tejidos blandos mejoran la resolución de contraste a expensas dela resolución espacial.
Los pacientes más gruesos atenúan mas fotones, llegando menos a los detectores. Esto reduce la señal, el ruido aumenta y el resultado es una menor resolución de contraste.
8.4. Ruido
La fluctuación estadística local de los valores CT del pixel provoca un efecto indeseable en la imagen reconstruida. Este efecto produce un aspecto mas o menos granulado de la imagen, aun cuando se trate de un material homogéneo, que se denomina "ruido". El ruido es causado por la combinación de muchos factores, siendo el más frecuente de ruido cuántico. El ruido cuántico es más notable cuando el numero de fotones que alcanzan los detectores es escaso. En estas circunstancias, el valor de la señal de fondo de los elementos de detección cobra relevancia frente a la señal producida para generar la imagen. El ruido del sistema se cuantifica a partir de la evaluación de la desviación estándar de los números CT promediados sobre un área de interés de un material homogéneo.
El ruido depende dela dosis y tiene un efecto importante sobre la resolución de contraste. Toda selección que disminuya el número de fotones detectados aumenta el ruido (colimación tamaño de corte, mAs). Si se disminuye el tamaño de corte, se debe aumentar la dosis para evitar un aumento del ruido en la imagen. La relación señal/ruido (SNR: signal noise ratio) es un parámetro que compara el nivel de la señal deseada con el nivel del ruido de fondo. Cuanto mayor sea la SNR, la señal del pixel predominara sobre el ruido de fondo y mejor será la capacidad de resolución de contraste. Las imágenes producidas en condiciones de bajo ruido se ven muy lisas, mientras que en condiciones de ruido elevado se ven moteadas. Por lo tanto, la resolución de objetos de bajo contraste esta limitada por el ruido intrínseco del equipo.
8.5. Uniformidad
La uniformidad es la capacidad del sistema para producir el mismo número CT para la misma densidad del objeto, independientemente de la ubicación en el campo de visión de la imagen reconstruida. Esto es, un material homogéneo ubicado en el centro del campo de visión se espera que tenga las mismas HU que el mismo material ubicado en la periferia. Las fluctuaciones estadísticas del proceso de reconstrucción y presentación de la imagen darán lugar a cierta dispersión de los valores CT asignados, pero siempre dentro de un límite. La diferencia entre las HU del centro y la periferia de la imagen viene determinada en gran medida por el fenómeno del endurecimiento del haz al atravesar el espesor del paciente.
8.6.Linealidad
La asignación de los números CT (HU) se realiza a partir de los coeficientes de atenuación lineal (a un determinado kilovoltaje) de los materiales que componen el objeto. Esta relación es proporcional y, por tanto, debe obedecer a una recta de calibración: una función lineal. La linealidad de las HU es un factor esencial para la correcta evaluación de las imágenes tomográficas y, en particular, para la precisión de los estudios cuantitativos de sustracción de imágenes. Con el tiempo, estos valores pueden verse alterados como resultado de variaciones en la respuesta de los detectores individuales. Las calibraciones periódicas (Figura 25) ayudan a evitar las fluctuaciones de Iinealidad compensando los pequeños cambios en la respuesta del sistema.
9. Artefactos
Un artefacto es cualquier elemento que aparece en la imagen y que no está presente en el objeto explorado. Los artefactos se presentan de formas muy diferentes y su origen se debe a diversas causas: como resultado de los procesos físicos asociados con la adquisición de datos, por elementos propios del paciente o inducidos por el equipo. Los artefactos pueden degradar seriamente la calidad de las imágenes de TC, a veces hasta el punto de hacerlas inutilizables. Reconocer los artefactos mas comunes y entender por qué se producen y cómo se pueden prevenir o reducir es un aspecto importante de la garantía de calidad de la imagen.
9.1. Artefactos por endurecimiento
El haz de rayos X es polienergético y, cuando atraviesa un objeto, los fotones de baja energía son preferentemente absorbidos, dando lugar a un haz de salida "más duro" (con componente predominante de energías altas). Cada uno de los rayos individuales que inciden desde diferentes vistas se endurecen en diferentes grados, y por lo tanto el espectro emergente será diferente. El grado de endurecimiento del haz depende dela composición dela parte examinada y del recorrido a través de los diversos tejidos. El haz se endurece más por los objetos densos, como el hueso, y menos para la grasa. Como el coeficiente de atenuación depende dela energía incidente, este efecto da lugar a medidas inconsistentes que resultan en artefactos de reconstrucción.
Por este fenómeno, se pueden observar dos tipos de artefactos: la periferia de la imagen es más clara (cupping) y la aparición de bandas oscuras o estrías entre objetos densos (streak). Los efectos adversos del endurecimiento del haz se minimizan mediante filtración, corrección de la calibración y corrección por software. Normalmente los equipos de TC incorporan esta programación a los protocolos mediante la selección correcta del SFOV. Filtrando el haz con un material metálico, como el aluminio, se elimina el componente de baja energia. Un filtro adicional en forma de “corbata de lazo” (bow-tie) se usa para los estudios del cuerpo con el fin de endurecer más los bordes del haz, cuyos rayos pasarán a través de las partes más finas del paciente.
Las TC están calibradas en un rango de tamaños de exploración, de modo que la compensación por endurecimiento del haz se puede adaptar a diferentes zonas anatómicas.
9.2.Volumen parcial
El efecto de volumen parcial se produce cuando mas de un tejido queda incluido dentro del vóxel. En este caso, se promedia el coeficiente de atenuación para crear el pixel de la imagen. Cuando los tejidos dentro del vóxel tienen densidades similares el resultado del promedio será un número CT que represente a uno de los dos. Pero si dentro del vóxel hay tejidos de densidades muy diferentes, el promedio dara un numero CT que representa a un tejido inexistente. El mejor metodo para reducir los artefactos debidos al efecto del volumen parcial es utilizar un corte fino
9.3. Movimiento
Los artefactos derivados del movimiento del paciente aparecen típicamente como sombras, bandas o borrosidad. El movimiento voluntario del paciente puede ser reducido o eliminado mediante la preparación de este de forma adecuada para el examen. En ciertas exploraciones se utilizaran dispositivos de colocación o inmovilización que proporcionen confort, estabilidad y fijación al paciente durante la exploración. En algunas situaciones, particularmente con pacientes pediátricos, puede ser necesario inmovilizar al paciente por medio dela sedación. Por otra parte, movimientos involuntarios como la respiración o el latido cardiaco pueden originar artefactos importantes en la imagen.
Para la corrección de artefactos en estudios dinámicos cardiacos o de tórax se utilizan diferentes estrategias para la obtención de la señal respiratoria o cardiaca en el tiempo. A partir de la señal obtenida se puede adquirir a priori únicamente en los instantes en los duela señal se repita, o corregir a posteriori las proyecciones (gatting prospectivo o retrospectivo). La TC de tórax y abdomen, con el tiempo de ciclo mas corto posible, también ayuda a minimizar los artefactos provocados por movimientos involuntarios. Los protocolos de exploración cardiaca a menudo incluyen metodos farmacológicos para reducir la frecuencia cardiaca del paciente.
9.4. alteración de los detectores o error de estabilidad
Ocurren por una alteración en la calibración y balance de los detectores. Si estos no se encuentran calibrados o alineados, la proyección individual de cada anillo de datos es diferente, causando múltiples anillos concéntricos de intensidad variable (“rueda de carro”). También aparecen cuando el haz de rayos no está centrado sobre los detectores.
9.5.Cuerpos extraños de alta densidad
Este artificio se reconoce porque el elemento de alta densidad genera un halo de falsa absorción en una o varias direcciones, como consecuencia de la variación abrupta de densidad. Aparece como bandas o “rayos de sol”, forzando a los detectores a operar en una región de respuesta no lineal, o como líneas de transición hipo e hiperdensas centradas en las imágenes metálicas presentes en el corte estudiado.
Plano abdominal alto, corte axial: se objetiva un elemento metálico sobre la pared abdominal anterior de la paciente, que corresponde a la vía de solución parenteral y genera artificios en “rayos de sol” (cabezas de flecha).
TC de muslo derecho, corte axial: paciente con un disparo en el muslo por accidente de caza. Se aprecian múltiples perdigones que provocan un artefacto en “rayos de sol”, degradando la calidad de la imagen (flechas).
TC de abdomen con contraste oral, corte axial: la presencia del contaste oral baritado muy concentrado puede causar artefactos en “sol naciente”, como se observa en el colon descendente (flechas).
9.6. Otros
TC de tórax, corte axial, en ventana mediastino: se objetivan bandas hipo e hiperdensas consecutivas y horizontales, que impiden una correcta valoración del hemitórax posterior (flechas). Este artificio se produjo porque el paciente no pudo elevar los brazos.
TC de cráneo, reconstrucción 3D, en ventana ósea: en el extremo superior de la calota se evidencia un artificio concéntrico y escalonado (flecha).
10. Medios de contraste en TC
Definición: Un medio de contraste (MC) puede definirse como un elemento o una sustancia (gas o sustancia hidrosoluble o liposoluble), que una vez inyectada en un vaso sanguíneo o cavidad del organismo humano permite observar estructuras que normalmente no son visibles o se observan deficientemente.
Clasificación de los Medios de Contraste: Los Medios de Contraste (MC) se clasifican en negativos y positivos. Los negativos comprenden gases como el aire y el CO2, mientras los positivos incluyen al Sulfato de Bario y los MC Iodados,subdividiéndose estos últimos en tres grandes grupos:
1. MC Liposolubles (Lipiodol). 2. MC Insolubles en agua (Diyodopiridina) [actualmente en desuso] que
forman suspensiones no estables en agua. 3. MC Hidrosolubles, que a su vez se clasifican en cuatro grupos:
a) MC Iónicos Monómeros. b) MC Iónicos Dímeros. c) MC No Iónicos Monómeros. d) MC no Iónicos Dímeros Según su osmolaridad: La osmolalidad de la sangre oscila entre 290 y 300 mosm/kg agua, por lo que desde el punto de vista clínico sería deseable disponer de soluciones de MC Isotónicas con la sangre; sin embargo, para obtener imágenes de calidad satisfactoria se precisan determinadas: 1. Hiperosmolar: De 1200 a 2400 mosm/kg agua 2. Hipoosmolar: De 290 a 860 mosm/kg agua.
a) Isoosmolar: entre 290 y 300 mosm/kg agua.
10.1. Reacciones adversas
Los siguientes factores pueden favorecerla aparición de reacciones adversas: a) Pacientes con antecedentes de afecciones alérgicas. b) Pacientes con reactividad previa. c) La vía de administración. d) Afecciones subyacentes (diabetes, cardiopatías, deshidratación, discrasias sanguíneas). e) La velocidad de administración. f) La asociación con otro fármaco. Se considera factor de riesgo la utilización de los siguientes fármacos: betabloqueantes, inhibidores de ECA, antidepresivos.
CLASIFICACIÓN DE LASREACCIONES ADVERSAS A MC intravenosos
1. Leves. No requieren tratamiento: náuseas, vómitos, microurticaria, erupción cutánea, rinitis, sofocos.
2. Moderadas. Requieren tratamiento: prurito, urticaria, angioedema, bronco espasmo, dolor torácico o abdominal, fiebre, lipotimia.
3. Graves. Requieren tratamiento urgente e intensivo: convulsiones, shock, edema de glotis, edema pulmonar, arritmia cardiaca.
11. Glosario • Array: conjunto de elementos detectores dispuestos en serie.
• Artefacto: cualquier elemento que aparece en la imagen y que no está presente en el objeto explorado.
• Bow-tie: tipo de filtro que se utiliza para endurecer el haz de rayos X y mejorar la precisión en la asignación de los valores dela atenuación.
• Coronas: secciones paralelas y contiguas de elementos detectores a lo largo del eje axial en los equipos modernos de TC.
• Gating: sincronización de la adquisición de imágenes TC con el ritmo cardiaco a partir del electrocardiograma (ECG). Puede ser de tipo prospectivo (triggering ECG) y retrospectivo (gating ECG).
• Gray: unidad utilizada para cuantificar la dosis absorbida de radiación. Se define como la cantidad de energía absorbida por unidad de masa (l Gy = 1 J/kg).
• Heat Units: unidades que miden la capacidad calorífica de los tubos de rayos X.
• Linealidad: proporcionalidad de la asignación de números CT de la imagen respecto a la atenuación radiológica de los materiales que componen el objeto explorado.
• Pitch: factor de paso. Parámetro de gran importancia en la TC espiral. Se define como el movimiento de la mesa en cada rotación dividido por el grosor de corte.
• Píxel: elemento de imagen, división más pequeña homogénea que compone la superficie dela imagen representada.
• Resolución de bajo contraste: capacidad para distinguir estructuras o tejidos colindantes cuyos números CT son ligeramente diferentes.
• Resolución espacial: capacidad del sistema para resolver, como formas independientes, pequeños objetos que están muy cercanos entre sí.
• Resolución temporal: capacidad de un sistema para discriminar dos informaciones que recibe en un corto espacio de tiempo.
• Ruido: fluctuación estadística local de los valores CT del pixel aun cuando se trate de un material homogéneo.
• Slip rings: anillos por los que se deslizan tubo y detectores en el interior del gantry de la TC. A través de estos anillos se transmite la tensión al
• tubo y los detectores sin conexiones fijas.
• Surface rendering: representación superficial de estructuras a partir de los datos dela imagen de TC.
• Tilt: inclinación del gantry que puede programarse en determinados protocolos de exploración de TC para compensar la angulación de ciertas zonas anatómicas y alinearlas con el plano de escaneo.
• Tomografía: registro de imágenes del cuerpo a humano correspondiente a un corte o plano determinado. • Uniformidad: capacidad del sistema para producir el mismo número CT para la misma densidad del objeto. • Volumen rendering: representación volumétrica de estructuras a partir de los datos de la imagen TC. • Vóxel: elemento de volumen, división más pequeña homogénea tridi-mensional. • Windowlevel (WL): nivel de la ventana. Representa el valor central de HU del rango de números Hounsfield que entran en la
ventana escogida para la representación de la imagen en escala de grises. • Window Width (WW): anchura de la ventana. Es el rango adecuado de HU, dependiendo de los tejidos que se vayan a
estudiar, para cubrir • en escala de grises todos los tejidos. • ALARA: as low as reasonably achievable. Principio de optimización de protección radiológica que establece que toda
exposición a radiaciones ionizantes con finalidad diagnóstica se mantendrá en un nivel tan bajo como sea razonablemente posible.
• ATC: angiografía mediante tomografía computarizada. • DFOV: display field of Wíew. El campo de visualización, también llama- do zoom, determina la cantidad de los datos
originales recopilados que se utilizan para crear una imagen. • FTC: fluoroscopia mediante tomografía computarizada. • HU: Hounsfíeld Units. Escala de unidades utilizada para asignar a cada pixel de la imagen bidimensional representada su
rango de visualización en escala de grises según la atenuación registrada. • MSCT: multislice computed tomography. TC multicorte. • MPR: reconstrucción multiplanar. A partir del lote de imágenes axiales obtenidas, contiguas una detrás de otra, el programa
de procesado produce imagenes en un plano diferente al original (axial). • SFOV: scan field of wiew. La selección del campo de barrido determina el área, dentro del gantry, de la que se adquieren los
datos. • SNR: signal noise ratio. Relación señal/ruido. Es un parámetro que compara el nivel de la señal deseada con el nivel del ruido
de fondo.
