manual practico tomografia 2011

TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA

J.G.V FTM 2011


J.G.V FTM 2011

Este manual de tomografía recoge las versiones ya publicadas por separado,

se ha realizado un esfuerzo por reunir todas las versiones en un solo tomo, y

para completar esta colección, el autor piensa en publicar la quinta parte que

es PATOLOGIAS MAS COMUNES POR TOMOGRAFIA.


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AUTOR

Este manual práctico de tomografía está hecho para

poder introducirle al lector de cero, especialmente

para el que esté estudiando o como para consulta,

para la rama de imaginología medica, en mención

especial a los tecnólogos médicos en especialidad en

radiología se los dedico a ustedes, aquí yo voy a

intentar explicar de manera más sencilla posible,

sobre que es una tomografía axial computada, las

diferencias básicas de esta con la radiografía

convencional, además se da una reseña histórica sobre

el tema. También se exponen aquí cuales son los

principios de funcionamiento: reconstrucción a partir

de las proyecciones, principio de Hounsfield, técnicas

de adquisición y algunas temas más complejos como

la transformada de Fourier y otros, se Analiza los

componentes de un tomógrafo, su funcionamiento

básico y el procedimiento o protocolos de utilización,

etc.


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PROLOGO A LA EDICION ESCRITA

El texto que presento, es la expresión didáctica que resume la experiencia de

estudio y de prácticas hospitalarias en los servicios de tomografía.

Ha sido escrito con un objetivo muy preciso que siempre debe ser tenido en

cuenta por el lector; cual es el de servir de guía, aprendizaje y recuerdo de

aquéllos conocimientos básicos en los temas desarrollados. Va dirigido a los

alumnos internos, residentes y muy especialmente lo he escrito pensando

también en aquellos médicos no especialistas que por obligación profesional,

deben dispensar su atención en conocimientos tomográficos.

Esta obra no es un compendio, pero tampoco es un texto destinado a los

especialistas. No se pretenda encontrar en ella elevados conocimientos

académicos ni enseñanzas de técnicas en ninguno de los temas tratados, pues

no ha sido ese el objetivo perseguido. Para ello hay innumerables textos

especializados, escritos por profesores cuyos conocimientos y experiencia,

estoy muy lejos de poseer.

He redactado cada uno de los temas con mucho cuidado, procurando unir una

razonable cuota de conocimientos con una suficiente claridad en la expresión

de los conceptos.

Una de las dificultades que enfrentan los alumnos de la ciencias de la salud, es

encontrarse con voluminosos textos de la especialidad que no dan tiempo ni

agrado para estudiarlos; son muy pocos los libros que están orientados hacia

el alumno o al médico general, que debe enfrentarse cuando inicia su carrera

profesional, ya sea otras áreas de las ciencias de la salud, debe enfrentarse

con problemas de nuestra especialidad.

En resumen, espero así poder contribuir a recordar y mejorar estos

conocimientos en los estudiosos de estos temas, para quienes este libro fue

escrito.

Editor: Javier González Vásquez.


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INTRODUCCION

Con este trabajo quiero demostrar cómo influye la

Tecnología Médica en las ciencias de la salud.

La radiología, que nos ayuda a prevenir, diagnosticar y

tratar enfermedades que en el pasado ni siquiera se

sabía que existían. Con la evolución de esta tecnología

se puede llegar a ver hasta las partes más pequeñas y

escondidas de nuestros cuerpos y el funcionamiento

de este.

También mostraremos que su uso ayuda a detectar

enfermedades y también se puede ampliar su uso al

tratamiento de enfermedades malignas de la piel, los

ojos y otras zonas de la superficie corporal.

La radiología se transforma en una especialidad difícil

y peligrosa que excluye toda improvisación Para el

estudio radiológico es muy importante tener en cuenta

la anatomía humana, la física de las radiaciones,

protección radiológica y otros cursos, que son la base

fundamental de esta carrera que es la tecnología

médica en la especialidad en radiología, aquí le vamos

a brindar puntos básicos para poder afianzarse en este

campo de la salud.


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PARTE I: HARDWARE DE LA TOMOGRAFIA

Tabla de contenido PORTADA .............................................................................................................................................................

PUBLICACIONES....................................................................................................................................................

AUTOR .............................................................................................................................................................

PROLOGO A LA EDICION ESCRITA .......................................................................................................................

INTRODUCCION ....................................................................................................................................................

INDICES .................................................................................................................................................................

HISTORIA DE LOS RAYOS X ..................................................................................................................................

RAMAS DE LA RADIOLOGIA ................................................................................................................................

LOS RAYOS X EN LAS CIENCIAS MÉDICAS ...........................................................................................................

GENERALIDADES SOBRE EL TAC .........................................................................................................................

TOMOGRAFÍA CONVENCIONAL ........................................................................................................................

TOMOGRAFÍA UNICORTE .................................................................................................................................

TOMOGRAFÍA MULTICORTE ............................................................................................................................

TOMOGRAFÍA HELICOIDAL .............................................................................................................................

INTRODUCCIÓN A LA TOMOGRAFIA ...................................................................................................................

PERSPECTIVA HISTÓRICA ....................................................................................................................................

RESEÑA HISTÓRICA DE LA TOMOGRAFIA ..........................................................................................................

SIR GODFREY NEWBOLD HOUNSFIELD Y LA TOMOGRAFIA COMPUTADA, SU CONTRIBUCION A LA

MEDICINA MODERNA .........................................................................................................................................

LA CARRERA A LA CONSTRUCCION DEL TC .........................................................................................................

A) Motivaciones iniciales ...................................................................................................................................

B) Camino a la tomografía computada (TC) .....................................................................................................

C) Conclusión .....................................................................................................................................................

TOMOGRAFIA COMPUTARIZADA RECUERDO HISTÓRICO ................................................................................

LAS GENERACIONES DE LOS TOMOGRAFOS EVOLUCION DE LOS CT SCANNERS .............................................

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

GENERACIÓN (TIPO I) ..........................................................................................................................................

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

SEGUNDA GENERACIÓN (TIPO II) .......................................................................................................................

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

CONTENIDOS:


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

ESCÁNERES DE QUINTA GENERACIÓN (ESTACIONARIO-ESTACIONARIA) ........................................................

ESCÁNERES DE SEXTA GENERACIÓN ................................................................................................................

TOMOGRAFIA AXIAL MULTICORTE .....................................................................................................................

COMPONENTES DEL SISTEMA DE UN TOMÓGRAFO ..........................................................................................

A. Gantry ..........................................................................................................................................................

VELOCIDAD DE ROTACIÓN DEL GANTRY ...................................................................................................

1) Tubo de rayos X .......................................................................................................................................

STRATON TUBO DE RAYOS-X DE LOS TOMOGRAFOS MODERNOS. - capacidad calórica. ...................

2) Colimador ................................................................................................................................................

Esquemas de los colimadores ................................................................................................................

3) Detectores ...............................................................................................................................................

los detectores – tipos: ............................................................................................................................

Detectores – características ..................................................................................................................

canales de detectores ............................................................................................................................

configuración de detectores ..................................................................................................................

Detectores Matriz (fijos) o SIMETRICOS ..................................................................................................

Detectores Adaptativos o ASIMETRICOS ...................................................................................................

CARACTERISTICAS DMCT ................................................................................................................................

4) DAS (Data acquisition system). SISTEMA DE ADQUISICION DE DATOS ..................................................

Los TC singleslice o monocorte ................................................................................................................

Los TC multislice o multicorte ..................................................................................................................

5) IRS (imagin informacion system) SISTEMA DE RECONSTRUCCION DE INFROMACION ..........................

B. Computadora u Ordenador. ..........................................................................................................................

C. Consola del tecnólogo medico ...................................................................................................................

ALGUNAS PARTES ADICIONALES: .......................................................................................................................

Generador de alta tensión ...............................................................................................................................

Colocación del paciente y camilla de soporte .................................................................................................

Almacenamiento de las imágenes ..................................................................................................................

Unidad de distribución de energía (PDU) ........................................................................................................

Mandos del estativo ........................................................................................................................................

Prep Delay Timer ..............................................................................................................................................

Demostración de las luces de respiración .......................................................................................................

Centrado interno ..............................................................................................................................................

Luz de alineación láser ......................................................................................................................................

Botón Reiniciar y piloto del sensor de colisión de la mesa, etc ......................................................................


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PARTE II: LA FISICA DE LA TOMOGRAFIA

INTRODUCCION: ................................................................................................................................................

JUSTIFICACION DE LA FISICA TOMOGRAFICA. .................................................................................................

PRINCIPIOS DE FUNCIONAMIENTO ..................................................................................................................

CORMACK Y HOUSNSFIELD ..............................................................................................................................

PRINCIPIOS BÁSICOS ..........................................................................................................................................

A. RECONSTRUCCIÓN DE PROYECCIONES: .....................................................................................................

Métodos iterativos ........................................................................................................................................

Métodos analíticos ........................................................................................................................................

TRANSFORMACIÓN BIDIMENSIONAL DE RADON ANÁLISIS DE FOURIER .......................................................

a) Integral de Fourier ......................................................................................................................................

b) Forma compleja de la transformada de Fourier ........................................................................................

Transformada de Fourier en medicina ..............................................................................................................

FOURIER Jean Baptiste Joseph ......................................................................................................................

B. PRINCIPIO DE HOUNSFIELD: .........................................................................................................................

Presentación de la imagen, Números TC. ...................................................................................................

ESCALA DE HOUNSFIELD .............................................................................................................................

Principio de funcionamiento de un tomografo .........................................................................................

MÉTODO PARA LA OBTENCIÓN DE LAS CARACTERÍSTICAS DE LOS FILTROS DE FORMA DE EQUIPOS DE

TOMOGRAFÍA COMPUTARIZADA A PARTIR DE MEDIDAS DE ATENUACIÓN RELATIVA ...................................

Introducción y objetivos ...............................................................................................................................

Material y método .......................................................................................................................................

FORMACIÓN DE LA IMAGEN EN TOMOGRAFÍA COMPUTERIZADA VÍA LA TRANSFORMADA DE RADON .....

1 INTRODUCCIÓN .........................................................................................................................................

2 FORMULACIÓN DEL PROBLEMA ...............................................................................................................

3 SOLUCIÓN DE LAS ECUACIONES................................................................................................................

4 CONSTRUCCIÓN DE LA IMAGEN ...............................................................................................................

5 CONCLUSIONES .........................................................................................................................................

Historia de la física de la tomografía ..........................................................................................................

FUNDAMENTOS DE TOMOGRAFIA AXIAL COMPUTARIZADA ........................................................................

HACES INCIDENTE Y TRANSMITIDO .................................................................................................................

FUNDAMENTOS DE RETROPROYECCION .........................................................................................................

RETROPROYECCION FILTRADA ........................................................................................................................

Consideraciones y limitaciones: .....................................................................................................................


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PARTE III: LAS RECONSTRUCCIONES EN LA TOMOGRAFIA

RECONSTRUCCIONES .......................................................................................................................................

RECONSTRUCCIÓN DE IMÁGENES TRIDIMENSIONALES ..................................................................................

Etapas en la reconstrucción 3D ........................................................................................................................

1. Obtención y procesamiento de la imagen ..............................................................................................

2. Extracción de la superficie del cuerpo, técnica de segmentación de la imagen ...................................

determinar el umbral deseado ...........................................................................................................

Etapas en proceso semi-automático ................................................................................................................

PROCESO DE INTERPOLACIÓN ...........................................................................................................................

GENERACIÓN DE LA MALLA ...............................................................................................................................

EN RESUMEN EL TRATAMIENTO DE LAS IMÁGENES 3D ..................................................................................

1.-PREPROCESADO .........................................................................................................................................

Colocación del paciente .............................................................................................................................

Adquisición de la imagen ...........................................................................................................................

2.- PROCESADO ................................................................................................................................................

Visualización ...............................................................................................................................................

Reconstrucción ...........................................................................................................................................

3.- POSTPROCESADO .......................................................................................................................................

Montaje 3D .................................................................................................................................................

Manipulación del 3D ...................................................................................................................................

Análisis ........................................................................................................................................................

LA INTRODUCCIÓN PARA EL LENGUAJE DE IMAGEN TRIDIMENSIONAL CON MULTIDETECTOR .................

GENERALIDADES .........................................................................................................................................

MODOS DE RECONSTRUCCION DE IMAGEN ..............................................................................................

LA COLIMACIÓN ..........................................................................................................................................

COLIMACION DE VIGA (Beam) ....................................................................................................................

EL CAPITULO DE COLIMACION ....................................................................................................................

REPRESENTACIÓN DE SUPERFICIE: ..............................................................................................................

DATOS DE PROYECCIÓN ..............................................................................................................................

DATOS DE RECONTRUCCION ........................................................................................................................

EL CAPÍTULO THICKNESS E INTERVALO .......................................................................................................

EL NOMINAL Y EFFECTIVE EL CAPÍTULO THICKNESS ...................................................................................

LOS DATOS VOLUMÉTRICOS SE SEDIMENTAN .............................................................................................

CLASES DE RECONSTRUCCIONES EN TOMOGRAFIA ......................................................................................

REFORMACIÓN MULTIPLANAR (reconstrucción multiplanar) .............................................................


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LA REFORMACIÓN CURVADA DEL PLANAR ...........................................................................................

PROYECCIÓN DE INTENSIDAD PROMEDIO ............................................................................................

LA PROYECCIÓN MÁXIMA DE INTENSIDAD ...........................................................................................

LA PROYECCIÓN MÍNIMA DE INTENSIDAD ............................................................................................

SHADED SURFACE DISPLAY ....................................................................................................................

REPRESENTACIÓN VOLUMÉTRICA (VOLUMEN RENDERING) ...............................................................

EL VOLUMEN ORTOGRÁFICO DANDO ....................................................................................................

EL VOLUMEN PERSPECTIVO DANDO ......................................................................................................

LA SEGMENTACIÓN ................................................................................................................................

REGION-OF-INTEREST EDITING (NAVEGACION VIRTUAL) .....................................................................

LA OPACIDAD THRESHOLD .....................................................................................................................

LAS CONCLUSIONES ................................................................................................................................

PARTE IV: PROTOCOLOS EN ESTUDIOS TOMOGRAFICOS

PREPARACION DEL PACIENTE PARA UN TAC...............................................................................................

PROCEDIMIENTO ...........................................................................................................................................

GENERALIDADES EN TC. .................................................................................................................................

TERMINOS MÁS USADOS DE LOS TM EN CT .................................................................................................

ANATOMIA TOMOGRAFICA PROTOCOLOS EN CT.........................................................................................

EXPLORACIÓN DE LA CABEZA POR TAC PARA EL PACIENTE. ........................................................................

1. EN QUÉ CONSISTE LA EXPLORACIÓN DE LA CABEZA POR TAC............................................................

2 ALGUNOS DE LOS USOS COMUNES DEL PROCEDIMIENTO ..................................................................

3 FORMA EN QUE DEBO PREPARARME ...................................................................................................

4 CÓMO SE REALIZA..................................................................................................................................

5 QUÉ EXPERIMENTARÉ DURANTE Y DESPUÉS DEL PROCEDIMIENTO ...................................................

6 CUÁLES SON LAS LIMITACIONES DE UNA EXPLORACIÓN DE LA CABEZA POR TAC .............................

TC CEREBRAL .....................................................................................................................................................

PREPARACIÓN: ............................................................................................................................................

TÉCNICA: ......................................................................................................................................................

PROTOCOLO UNICORTE ..................................................................................................................................

EXÁMENES SIN CONTRASTE SE PIDE CUANDO HAY: .....................................................................................

PROTOCOLO CEREBRAL CONVENCIONAL ......................................................................................................

ver la anatomía tomográfica ....................................................................................................................

ANGIOGRAFIA CEREBRAL TC ..........................................................................................................................

PARÁMETROS TÉCNICOS EN TOMOGRAFÍA CEREBRAL ...............................................................................

EXÁMENES CON CONTRASTE IODADO .........................................................................................................


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INTRODUCCIÓN ...........................................................................................................................................

VENTAJAS ....................................................................................................................................................

TÉCNICA DE ADQUISICIÓN DE DATOS .............................................................................................................

MÉTODOS DE ADMINISTRACIÓN DE CONTRASTE ..........................................................................................

Pueden utilizarse tres métodos de inyección ...........................................................................................

TÉCNICA DE ADQUISICIÓN DE DATOS en unicorte .........................................................................................

Scan delay ...........................................................................................................................................

Test bolus ............................................................................................................................................

Bolus tracking .....................................................................................................................................

ANGIO TOMOGRAFIA CEREBRAL MULTICORTE .............................................................................................

TÉCNICAS DE POST PROCESO Y PRESENTACIÓN ............................................................................................

ver la anatomía tomográfica ..........................................................................................................

TEM EN ANGIOGRAFIA CEREBRAL .................................................................................................................

Trampas en una angiografía cerebral ............................................................................................................

Las indicaciones más frecuentes de realización del TEM ..............................................................................

Preparación y posicionamiento del paciente ..............................................................................................

Parámetros en la administración de contraste ...........................................................................................

Parámetros técnicos para el barrido tomográfico ......................................................................................

Parámetros de reconstrucción de imágenes: ..............................................................................................

ANALISIS DE UNA ANGIOGRAFIA POR TC: .....................................................................................................

POSTPROCECESSING DE UNA ANGIOGRAFIA POR TC: ..............................................................................

1.- La representación de superficie (MPR) o Planos de reconstrucción: ................................................

2.- La representación de puntos de máxima intensidad (MPI) – ángulo de visión. ...............................

3.- La representación volumétrica (volumen reendering), visualización tridimensional: .....................

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

TCMS de cráneo y cerebro.................................................................................................................................

Dosis de radiación en estudios de TCMS: ..................................................................................................

TCMS de cráneo y cerebro.................................................................................................................................

TCMS de oído y cuello .......................................................................................................................................

TCMS de tórax ....................................................................................................................................................

TCMS de hígado y páncreas ..............................................................................................................................

TCMS urotomografía .........................................................................................................................................

TCMS aplicaciones cardiovasculares .................................................................................................................

TCMS de columna vertebral…………………………………………………………………………………………………………………………

TCMS denta scan y cuerpo entero………………………………………………………………………………………………………………

TCMS del sistema osteoarticular ………………………………………………………………………………………………………………..

TCMS últimos avances tecnológicos ……………………………………………………………………………………………………….....


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PARTE I GENERALIDADES

Historia de los rayos x.

El descubrimiento de los rayos X por Wilhelm Roentgen, en 1895, permitió

conocer y comprender mejor un sin número de patologías, además de

optimizar sus tratamientos. Si bien una adecuada compresión y lectura de las

imágenes es vital en el estudio de un paciente, la solicitud y realización de las

proyecciones radiológicas realmente necesarias, serán de imprescindible valor

para determinar el diagnóstico. Es por lo anterior que pretenderemos dar

algunas directrices generales en lo que se refiere a las proyecciones

radiológicas y su técnica en el campo de radiodiagnóstico.

Roentgen nació en la ciudad alemana de Lennep, pero se educó en Holanda y

Suiza. Su llegada a la física se debió al impulso de su protector August Kundt,

un físico alemán quien lo introdujo en esta ciencia mientras el joven Wilhelm

estudiaba ingeniería mecánica en Suiza. Después de graduarse en 1869

regresó a Alemania con su mentor.

En 1985, el doctor Roentgen era director del Departamento de Física en la

Universidad del Wuirzburg. Con el objetivo de estudiar la fluorescencia,

Wilhelm oscurece una habitación y encierra el tubo de rayos catódicos en una

caja de cartón negro. Roentgen nota una luz que no procede de la caja. La luz

procede de una hoja de papel recubierta de cianuro de platino que

resplandece a cierta distancia del tubo. Luego prueba poniendo el tubo en

otra habitación oscura y como quiera la hoja aun resplandece. Roentgen llega

a la conclusión de que el tubo emite una radiación muy penetrante, capaz de

atravesar capas de papel muy grueso e incluso metálicas, pero invisible. Y

como no tenia idea de que radiaciones eran, las llamo X. Roentgen se percato

de la importancia de los rayos X, y luego de 7 semanas de experimentación, el

28 de Diciembre del 1985, presento el primer documento sobre los rayos X y

sus propiedades. Un mes después dio la primera conferencia pública sobre su

descubrimiento. Y luego comenzó el frenético ascenso de esta nueva forma de

diagnostico. Este descubrimiento le trajo muchos premios a Roentgen. Como

el Rumford. Y fue el primero el recibir el premio Nóbel de Física. No acepto

honores reales ni añadir el majestuoso don a su nombre. Tampoco patentó

esta tecnología ni reclamó derechos económicos sobre los rayos X. Como


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consecuencia de la inmensa inflación causada por la Primera Guerra Mundial,

murió empobrecido y en condiciones bastantes precarias.

Los rayos X (o rayos Röntgen) fueron descubiertos hace más de cien años por

Wilhelm Conrad Röntgen, Científico alemán que estudió los efectos de los

tubos de Crookes sobre ciertas placas fotográficas cuando los sometía al paso

de una corriente eléctrica.

Roentgen Mano de Bertha

RADIOLOGIA

La radiología es la especialidad médica que se ocupa de generar imágenes

del interior del cuerpo mediante diferentes agentes físicos (rayos X,

ultrasonidos, campos magnéticos, etc.) y de utilizar estas imágenes para el

diagnóstico y, en menor medida, para el pronóstico y el tratamiento de las

enfermedades. También se le denomina genéricamente radiodiagnóstico o

diagnóstico por imagen.

La radiología debe distinguirse de la radioterapia, que no utiliza imágenes,

sino que emplea directamente la radiación ionizante (Rayos X de mayor

energía que los usados para diagnóstico, y también radiaciones de otro tipo),

para el tratamiento de las enfermedades (por ejemplo, para detener o frenar

el crecimiento de aquellos tumores que son sensibles a la radiación).

La radiología puede dividirse de varias maneras distintas:


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Por un lado, puede ser dividida según el órgano, el sistema, o la parte del

cuerpo que se estudia. Así, puede hablarse de muchas subespecialidades, por

ejemplo:

Radiología Neurológica o Neurorradiología.

Radiología de Cabeza y Cuello

Radiología Torácica

Radiología Cardíaca

Radiología Abdominal

Radiología Gastrointestinal

Radiología Genitourinaria

Radiología de la Mama

Radiología Ginecológica

Radiología Vascular

Radiología Pediátrica

Por otro lado, la Radiología puede dividirse en tres grandes grupos, según su

actividad principal:

Medicina nuclear: genera imágenes mediante el uso de trazadores

radioactivos que se fijan con diferente afinidad a los distintos tipos de tejidos.

Es una rama exclusivamente diagnóstica y en algunos países se constituye en

especialidad médica aparte.

Radiología Diagnóstica o Radiodiagnóstico: se centra principalmente

en diagnosticar las enfermedades mediante la imagen.

Radiología Intervencionista: se centra principalmente en el tratamiento

de las enfermedades, mediante el empleo de procedimientos quirúrgicos

mínimamente invasivos guiados mediante técnicas de imagen.

La frontera entre radiología diagnóstica e intervencionista no está

perfectamente definida: los especialistas en diagnóstico también suelen

realizar procedimientos intervencionistas en su área respectiva, y los

especialistas en tratamiento (los Radiólogos Intervencionistas) suelen

encargarse del diagnóstico de las enfermedades del sistema circulatorio

periférico. En la actualidad, en muchos países, la subespecialidad de

Radiología Vascular e Intervencionista está integrada con el resto de la

Radiología en una única especialidad, aunque hay controversia sobre si

deberían separarse como especialidades oficiales.


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El desarrollo de las nuevas generaciones de equipos de TAC helicoidal,

junto con la mejora de los soportes informáticos, ha supuesto una

espectacular evolución en el procesado de la imagen y en la expansión de

imágenes tridimensionales, generándose este tipo de técnica en menor

tiempo y con mayor resolución.

Debido a los avances que se han producido tanto en hardware como

software, se logra generar un cambio en el concepto de la tomografía.

En la actualidad, la misma no trata únicamente de la presentación de

imágenes axiales bidimensionales; sino que se pueden presentar

estudios en los diferentes planos del espacio en 2D (multiplanares-

MPR), pudiendo además generar imágenes volumétricas ofreciendo

nuevas posibilidades diagnósticas y permitiendo la observación de

estructuras desde infinidad de ángulos.

De esta manera, el futuro del diagnostico por imágenes en tomografía

computada helicoidal esta basado en la generación de imágenes

tridimensionales, de las cuales se hablara detalladamente en este

manual, que tiene por finalidad no solo establecer los aspectos técnicos

de su generación sino que además, su importancia y aplicación dentro de

la ciencias de la salud.

La TOMOGRAFÍA COMPUTARIZADA ha tomado un nuevo auge

después del advenimiento de la Técnica Helicoidal (Espiral),

generándose nuevas indicaciones clínicas consolidándose en otras

indicaciones ya existentes. El mayor impacto se ha introducido en la

evaluación de la patología de CUERPO (Cuello, Tórax y Abdomen, ETC).

LA TOMOGRAFIA


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GENERALIDADES SOBRE EL TAC

El significado de la sigla TAC, proveniente del griego, establece:

T: Tomografía. Tomos = corte; Grafos = escritura, imagen, gráfico.

Tomografía = Imagen de un corte. „Corte tomográfico‟ es redundancia.

A: Axial= Relativo al eje. Podría referirse al eje corporal humano, pero

también podríamos referirnos al eje de rotación del aparato, o al punto

central donde coincide el rayo central durante la exposición, que a su vez

coincide con el centro de la zona de estudio.

C: Computarizada = mediante sistemas informáticos.


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DIFERENCIAR ALGUNOS TERMINOS MÁS USADOS EN TAC

TOMOGRAFÍA CONVENCIONAL

El tubo produce un haz de rayos X que pasa a través del paciente y que

es captado en una serie de detectores en el lado contrario.

El tubo y los detectores están ubicados en lados opuestos de un anillo

que rota alrededor del paciente y la unión por medio de cables entre las

estructuras que rotan y la computadora impiden que el tubo y los

detectores se muevan continuamente, por lo que después de cada

rotación, el escáner debe detenerse y rotar en sentido contrario.

En cada una de dichas rotaciones se obtiene una imagen axial y luego la

camilla del equipo mueve automáticamente al paciente para realizar un

nuevo corte, habitualmente por debajo del primero.

TOMOGRAFÍA INCREMENTAL Tomografía convencional (normal) o

modo axial.

TOMOGRAFÍA UNICORTE

La tecnología del anillo libre en el diseño permitió el surgimiento de

los tomógrafos helicoidales, en los que se eliminó la unión rígida

mecánica entre los cables de energía y el tubo de rayos X y permitió que

el tubo rotara en una dirección indefinidamente.

Simultáneamente con el movimiento del tubo, la mesa que soporta al

paciente también se mueve de manera continua y los datos obtenidos,

son reformateados automáticamente en una computadora, que muestra

las imágenes como cortes axiales. En estos equipos también se pueden

obtener reconstrucciones de gran calidad en cortes coronales, sagitales y

oblicuos.

TOMOGRAFÍA MULTICORTE

Los multicorte pueden tener hasta 64 columnas activas de detectores, lo

que significa que estos últimos pueden abarcar en muy poco tiempo (un

escaneo de tórax, abdomen y pelvis en pocos segundos, particularmente

importante en pacientes en malas condiciones), una determinada zona o

tejido corporal, aunado a que vienen con un nuevo software, que permite

asombrosas capacidades en el procesamiento de las imágenes obtenidas.

Alternativamente pueden obtenerse cortes extremadamente finos, hasta


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de 0.5 cm , lo que no sólo mejora el detalle, sino que facilita la

reconstrucción de imágenes de gran calidad.

TOMOGRAFÍA HELICOIDAL

Permite la obtención de información tridimensional (volumétrica) del

paciente, con gran calidad de la imagen, en un corto período de tiempo.

Esto se logra acoplando la rotación continua del tubo de RX ( Gantry)

con el movimiento del paciente hacia la fuente de RX; con adelantos

tecnológicos asociados que proporcionan mayor capacidad de

calentamiento del tubo y mayor sensibilidad en los detectores.

LIMITACIONES DE LA TOMOGRAFÍA HELICOIDAL.

.- No tolera altos miliamperajes; mientras menos sea el miliamperaje

mayor granularidad de la imagen.

.- A menor colimación mayor granularidad de la imagen; esto se

compensa aumentando el miliamperaje (esto se presenta en colimación

5mm.).

.- En los estudios de la unión cervicotorácica se presentan múltiples

artificios de origen óseo por los hombros, esto se soluciona evaluando

dicha área con técnica convencional lo que permite utilizar miliamperaje

mayor (120 Kv, 300 mA).

INTRODUCCIÓN A LA TOMOGRAFIA

L A tomografía axial computada (TAC) o también conocida como

tomografía computada (TC), es un método imaginológico de diagnóstico

médico, que permite observar el interior del cuerpo humano, a través de

cortes milimétricos transversal al eje céfalo-caudal, mediante la

utilización de los rayos X.


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La imágenes obtenidas por un tomógrafo, se presentan de una forma

determinada al médico, este al visualizar el corte (ver figura de ejemplo)

lo piensa como si estuviera mirando al paciente desde los pies.

Fig. TAC de abdomen, en la cual se señala una masa tumoral en la

cabeza del páncreas

Los posibles usos de este método diagnostico, son los siguientes:

anormalidades del cerebro y medula espinal, tumores cerebrales y

accidentes cerebro vasculares, sinusitis, aneurisma de aorta, infecciones

torácicas, enfermedades de órganos como el hígado, los riñones y los

nódulos linfáticos del abdomen y muchos otros más.

Para aumentar la definición de por sí alta, se puede recurrir a distintos

medios de contraste, con lo que se obtendrá una imagen mucho más

nítida. Por ejemplo, el bario se utiliza para realzar la estructura

intestinal, este puede ser suministrado al paciente por vía oral o rectal.

El uso de los rayos X en la TAC, es una notoria diferencia con el otro

método de diagnóstico médico por configuración de imagen, la

resonancia nuclear magnética (RNM), que en cambio, utiliza ondas de


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radiofrecuencia dentro de un campo magnético de alto poder, no

irradiando al paciente.

No debe confundirse la TAC con la radiología convencional de rayos X

(placa simple), que igualmente permite una visualización en dos

dimensiones, pero con mucho menor detalle, debido a que se

superponen las diferentes estructuras del organismo sobre una misma

imagen, porque la radiación es emitida de una forma difusa. En cambio,

para la TAC se utiliza un haz muy bien dirigido y con un grosor

determinado, que depende del tamaño de la estructura a estudiar,

pudiendo variarlo desde los 0.5 mm hasta los 20 mm. Otra diferencia

notable entre estos dos métodos diagnósticos, es que en la placa simple,

las estructuras se ven radiolúcidas (en negro, por ejemplo pulmón) y

radiopaco (en blanco, por ejemplo hueso), no pudiéndose diferenciar

otro tipo de densidad. Mientras que en la TAC, se pueden distinguir

distintas densidades, pudiendo así reconocer los múltiples tejidos;

además se logran visualizar detalles de hasta 1 mm o 2 mm (cosa no

factible en la placa simple), dejando muy pocas estructuras fuera de

observación. Esta resolución, es una ventaja fundamental para el

diagnóstico precoz de procesos tumorales. Vale la pena destacar, a favor

de la placa simple, que es de un costo muy inferior (S/40) a la TAC (S/

200), lo que permite una mayor accesibilidad a este método en nuestro

país y fundamentalmente en el ámbito publico.

La mayor desventaja que presenta la TAC, es la dosis de radiación

que recibe el sujeto a estudio, que aumenta con la cantidad de cortes que

se realicen. Para tener una idea de la cantidad de cortes necesarios, en

un estudio del cráneo, se necesitan como mínimo 12 o 14; en estudios de

abdomen o tórax él número de cortes es mayor aún.

Los equipos que realizan la TAC, actualmente pueden utilizarse como

dispositivos de entrada a sistemas PACS (Picture Archiving and

Communication System).

Este año se cumplen 22 años de la entrega del premio Nobel de

medicina y fisiologÌa en forma compartida a Allen Cormack y Godfrey

Hounsfield, por la invención de la tomografía axial computarizada

(TAC).


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El impacto que esta maravillosa invención tuvo, y seguramente siga

teniendo sobre la medicina durante los próximos años, es imposible de

dimensionar. Sólo a modo de ejemplo, en 1998 se realizaron en los

EE.UU. más de 30 millones de exámenes de TAC y esta cifra crece a un

ritmo estimado del 10% anual.

Este artículo revisa los orígenes y detalles de la invención, los primeros

pasos de la técnica y el desarrollo de los modernos tomógrafos

computarizados helicoidales de la actualidad. Finalmente, se exponen

los próximos avances representados por la generación de los tomógrafos

multicorte.

Figura (A): Prototipo de tomógrafo axial desarrollado por Hounsfield

en 1970, con el que se exploraron especimenes de cerebros. Se puede

observar que consiste en un sistema rotatorio con un tubo de rayos x y

un detector en el extremo opuesto.

Figura (B): TAC de doble corte. El haz de rayos x incide sobre dos

arcos paralelos de detectores (Elsint)

A B


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El escáner de tomografía computarizada significó una auténtica

revolución en el campo de la radiología, ya que se basa en el enfoque de

un haz de rayos X colimado sobre el paciente, donde la radiación

remanente atenuada es medida por un detector cuya respuesta se

transmite a un ordenador. El ordenador analiza la señal del detector,

reconstruye la imagen y la presenta en un monitor de televisión.

Después se fotografía la imagen para su posterior evaluación y archivo.

Mediante ecuaciones matemáticas (algoritmos) adaptadas al

procesamiento informático se efectúa una reconstrucción por ordenador

de vistas transversales de la región anatómica de interés.

PERSPECTIVA HISTÓRICA

En los últimos 40 años no se ha producido en el instrumental utilizado

en rayos X ningún avance comparable al desarrollo del escáner de

tomografía computarizada (TC). En la década de 1950, los físicos e

ingenieros ya disponían de los componentes necesarios para construir

un escáner de TC. En los años 1970, Godfrey Hounsfield fue el primero

en demostrar públicamente el funcionamiento de este sistema.

Hounsfield, ingeniero en EMI, Ltd., una empresa británica que hizo

posible el descubrimiento, recibió la unánime felicitación de los expertos

en el sector. En 1982, este ingeniero británico recibió el premio Nóbel de

Física, compartido con el físico Alan Cormack, de la Tufts University,

autor de los fundamentos matemáticos que condujeron a los modelos de

reconstrucción de imágenes en TC.


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RESEÑA HISTÓRICA DE LA TOMOGRAFIA

Los fundamentos matemáticos de la TAC, fueron establecidos en el año

1917 por el matemático Austriaco J. Radon, quien probó que era posible

reconstruir un objeto bidimensional o tridimensional, a partir de un

conjunto de infinitas proyecciones.

En 1963, el físico A.M. Cormack indicó la utilización práctica de los

resultados de Radón para aplicaciones en medicina. Nacía así la llamada

tomografía computada.

El primer aparato de TAC (ver figura), fue producido en la compañía

disquera EMI (Electric and Musical Industries). En el año 1955 decidió

diversificarse y con tal fin, instaló un Laboratorio Central de

Investigación, para reunir científicos abocados a proponer proyectos

interesantes en diversos campos, que permitieran generar nuevas

fuentes de ingreso. Su creador y desarrollador fue el Ingeniero Goodfrey

N.Hounsfield (ver fig),

Fig. Original "Siretom" CAT scanner, 1974


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Premio Nóbel en Medicina en 1979 “por el desarrollo de la tomografía asistida

por computadoras”, entró a trabajar en 1951 a EMI y en 1967 propuso la

construcción del escáner EMI, que fue la base de la técnica para desarrollar la

TAC, como una máquina que unía el cálculo electrónico a las técnicas de rayos

X con el siguiente fin: Crear una imagen tridimensional de un objeto,

tomando múltiples mediciones del mismo con rayos X desde diferentes

ángulos y utilizar una computadora que permita reconstruirla a partir de

cientos de "planos" superpuestos y entrecruzados.

La TAC se constituyó como el mayor avance en radiodiagnóstico desde el

descubrimiento de los rayos X. Su introducción al mercado de Estados Unidos

en 1972, tuvo un éxito abrumador, ya que 170 hospitales lo solicitaron, aún

cuando el costo era de U$S 385,000. En aquellos tiempos cada corte o giro

del tubo emisor de radiación requería 4 minutos y medio para realizarse,

además de los 60 segundos indispensables para reconstruir la imagen;

actualmente con los tomógrafos multicorte se realizan 2 cortes por segundo y

éstos se reconstruyen instantáneamente. A medida que se hacían más rápidos

y presentaban mejor resolución, los tomógrafos fueron pasando por distintas

generaciones. Finalmente aparecieron los tomógrafos multicorte con

multidetectores y actualmente, los tomógrafos helicoidales, en donde el giro

del tubo emisor es continuo, permitiendo hacer cortes y disparos simultáneos

Fig. Ingeniero Goodfrey

newbold. Hounsfield.

Sir Godfrey Hounsfield

recientemente fallecido

revolucionó la medicina con la

tomografía computada o escáner.

Su invento es considerado por

muchos como uno de los más

importantes del siglo XX y lo hizo

merecedor del premio Nóbel en

1979.


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en diferentes ángulos, con lo cual se evita la discontinuidad entre cortes,

reduce el tiempo de exposición, utiliza menos líquido de contraste y facilita la

reconstrucción tridimensional de imágenes.

SIR GODFREY NEWBOLD HOUNSFIELD Y LA TOMOGRAFIA

COMPUTADA, SU CONTRIBUCION A LA MEDICINA MODERNA

No es exageración decir que en el diagnóstico por imágenes hay un antes y un

después de la creación de la tomografía computada o escáner. La capacidad

de poder ver en mejor forma, con más precisión y menor invasión el interior

del cuerpo humano se lo debemos en gran parte a Sir Godfrey Hounsfield,

inglés -en gran parte autodidacta- cuya creación le valió el Premio Nóbel de

medicina o fisiología en 1979. Hounsfield falleció el 12 de Agosto pasado en

Londres a los 84 años y su muerte fue consignada en los principales diarios

del mundo que le dedicaron columnas y reportajes.

Como muchos otros científicos

importantes, su nombre es poco

conocido fuera del ambiente

radiológico, pese a que su

creación, en constante evolución,

aún sigue revolucionando a

numerosas especialidades de la

medicina. Su invento es

considerado por muchos como

uno de los más importantes del

siglo XX, comparándolo a lo que

en su época significó el

descubrimiento de los rayos X por

Roentgen.

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


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LA CARRERA A LA CONSTRUCCION DEL TC

A) Motivaciones iníciales

Después de la primera guerra mundial su padre adquiere una granja en

Newark, Nottinghanshire donde nace en Agosto 28, 1919. Fue el lugar ideal

para un niño inquieto y de gran imaginación, el menor de cinco hermanos,

para sus primeras invenciones. Diferentes maquinarias agrícolas son su

primera motivación.

Su interés lo lleva hacia aparatos eléctricos construyendo amplificadores y

grabadoras y con un amigo del colegio logran instalar un cinematógrafo al

lado de su casa.

Desarrolla además en esta etapa experimentaciones sobre vuelo lanzándose

desde montones de heno en rudimentarios planeadores construidos por el

mismo. En el colegio demuestra un moderado y fácil entusiasmo por física y

matemáticas. El interés en aeroplanos lo lleva durante la segunda guerra

mundial a enrolarse como reservista voluntario en la real fuerza aérea (RAF),

donde adquirió experiencia en electrónica al trabajar en radares.

Su aporte lo lleva a ser instructor de la Escuela de Radar de la RAF. El

reconocimiento de su labor por parte de sus superiores lo llevan a la Faraday

House Electrical Engineering College de Londres donde estudia Ingeniería

eléctrica.

En 1951, se incorpora a la firma EMI Limited participando en el desarrollo de

nuevos sistemas de radar y de armas guiadas.

B) Camino a la tomografía computada (TC)

En su trabajo tempranamente se interesó por los computadores, liderando el

equipo que construyó el primer computador con transistores del Reino Unido

en 1958, siendo posteriormente trasladado por EMI a sus laboratorios de

investigación.

En los años 60 aplicó los conocimientos adquiridos al desarrollo del escáner,

dándonos con ello una forma diferente de obtener y registrar la interacción de

los Rayos X con el cuerpo. De esta forma pudimos visualizar los distintos

órganos y tejidos, con el giro el tubo en el eje axial y procesamiento de la

información con detectores y amplificadores de mayor sensibilidad que la

placa radiográfica convencional disponible hasta ese momento. La radiología

convencional era la principal herramienta de diagnóstico por imágenes, y

tenía numerosas limitaciones. No se podía representar, en una película de dos


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dimensiones toda la información contenida en un objeto que posee tres,

quedando las diferentes estructuras superpuestas. Además discriminaba solo

entre tejidos de densidad muy diferente como lo son el aire, agua, hueso,

grasa y tampoco era capaz de separar en forma cuantitativa las distintas

densidades de las estructuras exploradas por el haz de rayos X. La placa

radiográfica sólo es capaz de registrar la absorción media de los tejidos

atravesados.

La tomografía computada introduce el cambio ya que puede medir la

atenuación o absorción del haz de rayos cuando pasa a través de secciones del

cuerpo y lo hace desde cientos de diferentes ángulos. Con estas mediciones,

los computadores pueden reconstruir imágenes del interior del cuerpo. El

paradigma fue comprender, que al escanear un objeto desde muchos ángulos,

era posible extraer toda la información contenida en él. Este concepto ya

había sido publicado por Allan Cormack, físico sudafricano, en los años

1963 y 1964, pero sus estudios no tuvieron un resultado práctico,

probablemente por las dificultades de los computadores de su época para

realizar todos los cálculos necesarios en un tiempo razonable, pero es sin

duda Sir Godfrey Hounsfield la figura central en el desarrollo del

tomógrafo computado. En forma totalmente independiente de Cormack,

desarrolló un prototipo y construyó el primer equipo de TC para uso clínico,

que permitía examinar el cráneo y su contenido (Figuras siguientes).

Los primeros resultados clínicos se publicaron en la primavera europea de

1972, sorprendiendo a la comunidad médica. Procesos patológicos que

previamente solo podían demostrarse, en forma indirecta, eran ahora

demostrados en forma directa. Pocos descubrimientos médicos han recibido

una aceptación tan inmediata y entusiasmaron tanto como la tomografía

computada, revolucionando el trabajo médico en el mundo entero.

Los cinco primeros equipos fabricados fueron instalados en el Reino Unido y

Estados Unidos. Luego se sucedieron rápidamente nuevas generaciones de

ellos con notables avances, que expandieron sus aplicaciones, permitiendo no

sólo el estudio del cráneo y cerebro, sino también del resto del cuerpo. El

número de equipos creció rápidamente.

Sir Godfrey Hounsfield obtuvo el premio Nóbel de Fisiología o Medicina en

1979, compartiéndolo con Allan Cormack. En el discurso de presentación del

comité del Nóbel, se destacó que previo al escáner, “las radiografías de la

cabeza mostraban sólo los huesos del cráneo, pero el cerebro permanecía

como un área gris, cubierto por la neblina. Súbitamente la neblina se ha

disipado”.


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En su discurso de aceptación del premio, se refirió al futuro de esta técnica,

prediciendo muchos de los avances que seguirían, e incluso habló de la

posibilidad de examinar las arterias coronarias, bajo lo que llamó

“condiciones especiales”. Hoy esas condiciones son una realidad y permiten,

entre muchos otros estudios, evaluarlas en forma rutinaria y no invasiva. En

ese mismo discurso se refirió a los fundamentos de la resonancia magnética,

que por esos años también se iniciaba como una revolucionaria herramienta

diagnóstica. Visualizó que ambas técnicas, serían complementarias,

contribuyendo a importantes avances, en una nueva era del diagnóstico

médico.

Figura 1. Primer prototipo de escáner clínico para cerebro instalado en el

Hospital Atkinson Morley´s. Londres.

Figura 2. Primera imagen clínica obtenida con tomógrafo computado

prototipo.

Permaneció en EMI como jefe del área de investigación médica, retirándose

oficialmente en 1986, pero continuó trabajando como consultor de dicha

empresa y de varios hospitales del Reino Unido. El interés del público por su

invención complicó a este hombre sencillo, que disfrutaba caminando por las

montañas, sin un plan definido.

Recibió numerosos premios y distinciones entre ellas ser nombrado caballero

y ser distinguido con el McRobert Award considerado como el premio Nóbel

de ingeniería, un mérito indiscutible para alguien sin estudios universitarios.

En su recuerdo y como homenaje, utilizamos las unidades Hounsfield,

para definir la densidad de los tejidos estudiados en tomografía computada.


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C) Conclusión

Los avances continúan hasta hoy y especialmente en los últimos años, a un

ritmo vertiginoso. Estos han sido posibles gracias al desarrollo de nuevos

algoritmos de reconstrucción de las imágenes, nuevos desarrollos técnicos y al

desarrollo paralelo de equipos computacionales que pueden procesar cada vez

mayor información, en un tiempo menor. Como un indicador de estos

cambios, los equipos en la década de los 80, efectuaban un corte de 1 cm de

grosor, con un tiempo de giro de 1 segundo y requerían 20-30 segundos, para

reconstruir la imagen de dicho corte. Actualmente existen equipos capaces de

efectuar 64 cortes, submilimétricos, en 1/2 segundo, todos los cuales son

reconstruidos en forma instantánea.

Entre las muchas ventajas de los nuevos equipos está, el permitir reconstruir

los “volúmenes de datos” adquiridos, en cualquier plano del espacio, dándole

una capacidad multiplanar, mejorando así nuestra habilidad para detectar y

entender las enfermedades. Millones son los pacientes que se benefician cada

día con el invento de Sir Godfrey Hounsfield, que permitió objetivar mejor las

alteraciones que las enfermedades producen en el organismo, contribuyendo

a un diagnóstico más precoz, preciso y a evaluar los tratamientos efectuados.

De esta forma sustituyó y eliminó numerosos otros estudios diagnósticos de

menor rendimiento y permitió el crecimiento de la radiología tecnológica

intervencionista, o cirugía mínimamente invasiva, al utilizarlo como guía de

agujas o catéteres para obtener muestras de tejidos o vaciar abscesos,

sustituyendo en ambos casos a la cirugía tradicional.

Con su invento, Sir Godfrey Hounsfield transformó la especialidad de la

radiología, expandiendo sus áreas de influencia, convirtiendo nuestro trabajo

que es tecnología medica, lo primordial es un apoyo y servicio a las demás

especialidades médicas.

TOMOGRAFIA COMPUTARIZADA RECUERDO HISTÓRICO:

En 1972, el Dr. Godfrey Hounsfield describe y pone en práctica la Tomografía

Axial Computarizada. Su teoría se fundamenta en el coeficiente de atenuación

que experimenta el haz de rayos X al atravesar la materia. En radiología

convencional, la imagen se consigue por la interacción fotoquímica de los

fotones que atraviesan la materia con las sales de plata de la emulsión de la

placa radiográfica, después del proceso de revelado, fijado, lavado y secado.

En radiología digital, aunque no se puede prescindir por el momento, de la

placa radiográfica para su estudio e informe posterior, la imagen se consigue


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mediante los cálculos de atenuación de la radiación X, al interaccionar y

atravesar la materia de estudio.

LAS GENERACIONES DE LOS TOMOGRAFOS

EVOLUCION DE LOS CT SCANNERS

Los primeros sistemas experimentales y su desarrollo:

Aunque Allen M. Cormack (fig. siguiente) publico sus primeros resultados

experimentales en 1964 en el cual los coeficientes de atenuación del corte de

un objeto fueron reconstruidos desde sus series de proyecciones angulares, su

publicación recibió poca atención en aquella época. Algunos años después,

Godfrey N. Hounsfield condujo experimentos similares pero mucho mas

extensos usando primero fuentes de radiación gamma y posteriormente una

fue de Rx. En sus experimentos iniciales con R , le tomó 9 días para adquirir

los datos ( a 28,000 mediciones) y 2.5 horas para reconstruir la imagen en

una computadora principal. Reemplazando la fuente de R por un tubo de Rx

redujo el tiempo de scan a 9 horas . Un aparato posterior mostrado en la

figura:

Con tubo de Rx y en detector montado en un banco de torno con un corte

seccional de un espécimen preservado de cerebro humano.

Al final del choque de traslación el espécimen cerebral era rotado un grado y

el choque traslacional era repetido con el tubo de Rx y el detector.


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Con este aparato Hounsfield fue capaz de diferenciar sustancia gris de blanca

en el espécimen preservado El Sr. Hounsfield empleó en aquella época los

laboratorios de investigación de la EMI en Londres, Inglaterra. Su éxito le

condujo al desarrollo del escáner para cabeza y cuerpo EMI y la revolución en

la práctica de la medicina. En 1979 Cormack y Hounsfeld recibieron el premio

Nobel en medicina por sus contribuciones a CT.

En la TAC, existen 4 técnicas de adquisición de los datos, cada una de ellas,

asociada con una generación del desarrollo de esta tecnología: TIPOS DE CT

(Escáneres).

1) PRIMERA GENERACIÓN (TRASLACIÓN/ROTACIÓN,

DETECTOR ÚNICO) O ESCANERES DE PRIMERA GENERACIÓN

(TIPO I)

A inicios de 1972 un prototipo clínico el scanner EMI para la cabeza (EMI

marK I) fue instalado en el hospital de Atkinson Morley , Londres Y probó ser

un éxito inmediato con la primera imagen clínica

Una versión mejorada fue introducida en el mercado de EU en el meeting de

RSNA. El scanner consistía en un tubo de Rx con ánodo estacionario enfriado

por aceite circulante. El haz de Rx era colimado hasta convertirlo en forma de

un lápiz de allí su nombre de Haz en lápiz y después de pasar a través de la

cabeza del paciente y una bolsa de agua era detectada por un cristal de

yoduro de sodio acoplado a un tubo foto multiplicador. . Dos detectores lado a

lado con una apertura de 5 x 13 mm fueron empleados para permitir que dos

cortes se obtuvieran simultáneamente. El tubo de Rx y los detectores fueron

acoplados rígidamente por una estructura que se le denominaba el YOKE

(yugo) como se ilustra en las figuras:

Las vistas son obtenidas por la traslación del Yoke tubo de Rx y detectores

dibujados por flechas rectas y muestreando la salidas de los detectores

durante este scan transnacional ( 160 muestras a través de 24 cm. de FOV ).

El tubo y los detectores fueron rotados un grado ( dibujados por flechas

curvas ) seguida por otro scan transnacional para obtener una segunda vista.

Este movimiento de traslación y rotación fue repetido hasta obtener 180

perfiles de atenuación, cada un grado de angulación fue obtenido. Esto tomó

4,5 minutos.


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Las figuras muestran los rayos simples para tres vistas. Otros 1,5 min.

Fueron requeridos para reconstruir imágenes de 80 x 80 (píxel de 3mm) de

dos slices. La bolsa de agua fue empleada para otorgar un tejido constante

equivalente en el camino longitudinal del haz de Rx y para minimizar los

problemas del endurecimiento del haz. También permitía la calibración del

detector antes y después de escanear al paciente.

El funcionamiento se basa en un tubo de Rx y un detector, este sistema hace

el movimiento de translación rotación. Para obtener un corte tomográfico son

necesarias muchas mediciones y, por tanto muchas rotaciones del sistema, lo

que nos lleva a tiempos de corte muy grandes (superiores a 5 minutos). Se uso

para hacer Cráneos.

Las máquinas de primera generación, realizan la siguiente serie de

operaciones:

1. Estudiar la atenuación de 160 trayectorias paralelas mediante la traslación

del tubo emisor y del detector.

2. Posteriormente girar todo el conjunto 1 grado.

3. Realizan nuevamente las operaciones 1 y 2, hasta que el conjunto gire 180º.


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Esquemas del funcionamiento del escáner de primera generación

Se realizan 180 estudios de 160 muestras cada uno, obteniéndose 28800

atenuaciones, para una imagen con una matriz de 80 x 80, se tienen en total

6400 celdas. Para hallar la atenuación producida por cada celda hay que

resolver 6400 incógnitas con 28800 ecuaciones. La máquina tarda unos cinco

minutos en realizar la operación completa. Los datos, previa conversión

analógico-digital se almacenan en un disco. Estos datos pueden procesarse en

la computadora mientras se realiza la siguiente exploración completa. Con los

resultados obtenidos, mediante un conversor digital-analógico, se puede

realizar la presentación de los diferentes planos en una pantalla. La imagen se

produce utilizando la escala de Hounsfield.

• Principio de T-R

• Haz en lápiz

• Rotación de 180º

• Time de corte: 4.5 – 5 min.

• Proceso de trasladarse-parar-rotar (180 veces)


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2) SEGUNDA GENERACIÓN (TRASLACIÓN/ROTACIÓN,

MÚLTIPLES DETECTORES) O ESCÁNERES DE SEGUNDA

GENERACIÓN (TIPO II)

Aplicando estos principios para escanear el cuerpo así como la cabeza fue el

siguiente paso lógico, y condujo al desarrollo de la segunda generación el

escáner EMI 5000 conceptualmente ilustrado en las figuras siguientes.

El haz en lápiz empleado en el escáner MARK I daba como resultado en una

pobre utilización geométrica del Haz de Rx y alargamiento de los tiempos de

scan . Esto fue mejorado con los escaners de segunda generación EMI 5000

por le empleo de 30 detectores, 3mm x 13 mm y 10° de haz abanicado. Como

se ilustra en las figs.

Los detectores y el haz de Rx escaneaban al paciente linealmente. Cada

detector muestreaba durante el movimiento traslación arreglo tubo-detector

y resultaba en 30 vistas con 0,33° de diferencia angular entre las vistas

obtenidas por los detectores vecinos. El tubo de Rx y el arreglo de detectores

deberían entonces rotar 10° y el movimiento de traslación fue repetido.

Dieciocho movimientos de traslación y rotación ocurrían, resultando un total

de 5400 perfiles de proyección o vistas de tal manera que cada vista

comprendía 600 rayos simples. Los tiempos de escaning más rápidos fueron

de 18 seg. Debería notarse que esta máquina también fue del tipo de

traslación y rotación y que las vistas consistían en rayos paralelos similares a

aquellos vistos en los escaners de primera generación. Sin embargo la calidad

de la imagen fue marcadamente mejorada sobre el escáner EMI MARK I

debido a varios factores: mas vistas, muestreo del rayo fino, una matriz

grande ( 320 x 80), una apertura del detector pequeña y tiempo de escan

reducido. En estos y en todos los subsecuentes escáners de CT , la cubierta de

bolsa de agua fue omitido.

En esta generación se utilizan varios detectores y un haz de Rx en abanico (lo

que aumentaba la radiación dispersa), con esto se consigue que el tiempo de

corte se reduzca entre 20 y 60 seg.

Este sistema es similar al anterior en cuanto a los movimientos que realiza el

conjunto, pero este modelo utiliza un haz de rayos X en forma de abanico con

un ángulo de apertura de 5º aproximadamente y un conjunto de detectores

cuyo número oscila entre 10 y 30, dispuestos linealmente formando un vector

(ver esquema en la figuras). De esta manera, se logra reducir el tiempo de

exploración a aproximadamente dos minutos.


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Esquema del funcionamiento del escáner de segunda generación.

3) TERCERA GENERACIÓN (ROTACIÓN/ROTACIÓN) O

ESCÁNERES DE TERCERA GENERACIÓN

En 1975 General Electric (GE) y también Variam Asssociates anunciaron su

diseño de tercera generación como se ilustra:

El tubo y los detectores arreglados en un pívot alrededor del paciente en un

simple movimiento rotacional durante el cual las vistas son adquiridas. En la

geometría de tercera generación, los rayos de las vistas son todas adquiridas

simultáneamente, y cada detector activo ( el numero de detectores activos

esta determinado por el scan FOV) esta asociado con un rayo. También las

vistas son comprimidas en una manera convergente en vez de las muestras de

rayos paralelos. Dependiendo del manufacturador el tubo de Rx puede ser

pulsado o continuo. En los primeros escaners GE y Varían, el tubo de Rx fue

pulsado para obtener una vista.


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Durante los 4,8 seg. De scan en el GE 7800 y los escaners 8800, el tuvo fue

pulsado 288 veces y durante 9,6 seg. De scan 576 veces (60 pulsos/seg.) Así

en un scan de 4,8 seg. Comprendían 288 vistas y en un scan de 9,6 seg. 576

vistas. En ambos escaners Varían y GE el tubo y los detectores rotaban 360º.

El diseño Varían original empleo Slip Rings (anillos rozantes) que permitía al

tubo de Rx y el arreglo de los detectores girar continuamente. En los escaners

GE utilizaron un ensamblaje de cables.

Corrientemente, los scaners de tercera generación fueron marqueteados por

GE, Philips, Siemens, Toshiba, Elsint y Shimatzu. El top de la línea fueron los

modelos que tenían aproximadamente 750 detectores y un tiempo de scan en

360º de 2 a 4 seg. Significativamente tiempos mas cortos que los 18 seg. De

tiempo de scan obtenidas con los primeros escaners de cuerpo. Siemens

introdujo escaners con 0,75 seg. De tiempo de scan el cual es llevado a cabo

gracias a los slip rings como fue hecho en los primeros diseños Varían. Esto

minimiza el problema de una rápida aceleración y una desaceleración de la

gran masa que representa el tubo de Rx, el colimador , el sistema de

adquisición de datos y las estructuras de soporte asociadas.

En los cuales el tubo de Rx y la matriz de detectores giraban en movimientos

concéntricos alrededor del paciente. Como equipos de sólo rotación, los

escáneres de tercera generación eran capaces de producir una imagen por

segundo.

El escáner de TC de tercera generación utiliza una disposición curvilínea que

contiene múltiples detectores y un haz en abanico. El número de detectores y

la anchura del haz en abanico, de entre 30 y 60° y el haz en abanico y la

matriz de detectores permiten ver al paciente completo en todos los barridos.

La disposición curvilínea de detectores se traduce en una longitud constante

de la trayectoria del conjunto fuente-detector, lo que ofrece ventajas a la hora

de reconstruir las imágenes. Esta característica de la matriz de detectores de

tercera generación permite además obtener una mejor colimación del haz de

Rx, con la reducción de la radiación dispersa.

Una de las principales desventajas de los escáneres de tercera generación es la

aparición ocasional de artefactos, debida a a a un fallo de algún un detector

Esta es la generación de tomógrafos computados más utilizada en la

actualidad. Aquí se utiliza un haz de rayos X ancho, entre 25º y 35º, que cubre

toda el área de exploración y un arco de detectores que posee un gran número

de elementos, generalmente entre 300 y 500. Ambos elementos, tubo y banco

de detectores realizan un movimiento de rotación de 360º (ver esquema en


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las figuras). Este sistema ofrece dos ventajas importantes: Primero, el tiempo

de exploración se reduce considerablemente, llegando a sólo 2 o 3 segundos.

Y segundo, se aprovecha en forma eficiente la radiación del tubo.

Esquemas del funcionamiento del escáner de tercera generación

• Principio: Rotación.

• HAZ ABANICO (30-45º).

• Detectores – gas: Xe.

• 360° Rotación

• Scan Time 1.2 - 10 Seg..

• APLICACION : Todo el

Cuerpo


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4) CUARTA GENERACIÓN O ESCÁNERES DE CUARTA

GENERACIÓN (ROTACIÓN-ESTACIONARIA)

En 1975 Jay Stein de AS&E propusieron la geometría de la cuarta generación

consistiendo en un arreglo de detectores estacionarios y un tubo de Rx que

rotaba a través de un circulo dentro de este arreglo

Los perfiles de atenuación son obtenidos por con el muestreaje de los

detectores cuando el tubo de Rx rota y cada detector resulta en una vista

angular diferente del corte de interés. En el diseño original de la AS&E el

diseño tenia 600 detectores y obtenía 600 vistas con 512 rayos por vista en 5

segundos ( en los escáner de cuarta generación , el numero de detectores

determina el numero de vistas en 360º de scan) . Cristales de Germanato de

Bismuto acoplados a un tubo foto multiplicador comprendían los elementos

detectores. Al final de 1970 los escáner de 4ta. Generación fueron tardíamente

maqueteados por la Ohio Nuclear (720 detectores) Pfizer (600 y 2400

detectores) Picker (600 y 1200 detectores) y la EMI (1088 detectores). Los

escaners EMI 7000 tuvieron un diseño diferente a otros de cuarta generación

ya que ellos emplearon el anillo detector “mutante”:

Corrientemente 3 compañías marketeaban tomógrafos de cuarta generación

diseños Varian, Picker, Toshiba e Imatron. Picker marqueateaba el diseño

clásico de cuarta generación, Toshiba vendía el diseño nutante . Grandes

angulos abanicados eran generalmente empleados con los escaners de cuarta

generación, esto reducía la carga al tubo de Rx . Como resultado de esto y de

la pequeña masa inercial de los tubos de Rx, tiempos de scan

verdaderamente cortos fueron posibles. El escáner Picker 1200SX, por

ejemplo, podía realizar tiempos de 1,6 s. en 360º de scan y 1,9 s. para la

generalmente mas preferido overscan de 398º.

Los escáneres de cuarta generación poseen sólo movimiento rotatorio. El tubo

de Rx gira, pero la matriz de detectores no. La detección de la radiación se

realiza mediante una disposición circular fija de detectores. El haz de rayos X

tiene forma de abanico, con características similares a las de los haces usados

en equipos de tercera generación. Estas unidades alcanzan tiempos de barrido

de 1 segundo y pueden cubrir grosores de corte variables, así como

suministrar las mismas posibilidades de manipulación de la imagen que los

modelos de generaciones anteriores.

La matriz de detectores fijos de los escáneres de cuarta generación no produce

una trayectoria de haz constante desde la fuente a todos los detectores, sino


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que permite calibrar cada detector y normalizar su señal durante cada

barrido.

El principal inconveniente de los escáneres de de cuarta generación es la alta

dosis que recibe el paciente, bastante superior a la que se asocia a los otros

tipos de escáneres.

En la cuarta generación de tomógrafos se distinguen dos modelos:

Rotación/Estacionario y Rotación/Nutación.

El primero utiliza un anillo fijo de detectores dentro del cual gira el tubo de

rayos X. Las ventajas que presenta este sistema son, primero que el tubo

puede girar a velocidades altas, disminuyendo el tiempo de exploración. Y

segundo que el sistema es poco sensible a las variaciones o diferencias de

comportamiento entre los detectores. Como desventaja se puede citar el

hecho de que, constructivamente, resulta muy grande y costoso, debido al

gran número de detectores.

El segundo modelo mencionado (Rotación/Nutación) también utiliza un

anillo de detectores, pero en este caso el tubo de rayos X gira por fuera del

anillo y los detectores realizan un movimiento de nutación (oscilación de

pequeña amplitud del eje de rotación) para permitir el paso del haz de rayos

X. Si bien el sistema mecánico para producir el movimiento de nutación de

los detectores resulta complejo y costoso, con este tipo de tomógrafo se han

obtenido exploraciones de muy alta resolución en tan sólo un segundo.


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Esquemas del funcionamiento del escáner de cuarta generación,

Rotación/Estacionario.

ESCÁNERES DE QUINTA GENERACIÓN (ESTACIONARIO-

ESTACIONARIA)

En esta clase de TC hay múltiples fuentes fijas de Rx que no se mueven y

numerosos detectores también fijos. Son muy caros, muy rápidos y con

tiempos de corte cortísimos. Apenas se utilizaron en ningún lugar del mundo

escepto en EEUU.

ESCÁNERES DE SEXTA GENERACIÓN

Se basan en un chorro de electrones. Es un cañón emisor de electrones que

posteriormente son reflexionados (desviados) que inciden sobre laminas de

tugnsteno. El detector esta situado en el lado opuesto del Gantry por donde

entran los fotones. Consigue 8 cortes contiguos en 224 mseg. Apenas se

utilizaron en ningún lugar el mundo escepto en EEUU, eran carisimos y

enormes, poco útiles.

Hoy en día ya se habla de generaciones de tomógrafos multicortes

• Rotación continúa.

• 360° con anillos

detect.(424- 2400)

• Cintilador+fotodiodo

• Tiempo de scan <1 seg.

• Aplicación : todo el

cuerpo


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TOMOGRAFIA AXIAL MULTICORTE

MULTICORTE: imágenes por giro (espiral), es una línea espiral, solamente

podemos pensar que es un giro espiral pero sin embargo multicorte es mucho

más complejo por que a generado el desarrollo de la tomografía computada

en el área del gantry y hardware, detectores dan el nombre del equipo,

elementos dispuestos en matrices, abertura de haz.

Ojo con este dato: cada n líneas (elementos) se divide en filas y cada fila se

divide en cientos de detectores y se van a agrupar de acuerdo a canales la cual

van a dar el nombre del equipo en este momento vamos a dividir en tres

generaciones de multidetectores:

1º generación: 4- 6 coberturas - canales (1999 - 2002)

2º generación: 16- 32 coberturas -canales (2002 – 2004)

3º generación: 40 – 60 coberturas – canales (2004 – mas)


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COMPONENTES DEL SISTEMA DE UN TOMÓGRAFO

Sea cual sea el tipo de escáner que se utilice, todos los equipos de tomografía

axial computada están compuestos básicamente por tres grandes módulos o

bloques, estos son: el gantry, la computadora (ordenador) y la consola

del tecnólogo medico.

ESQUEMA DE UNA SALA DE TOMOGRAFIA


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A. Gantry

Con esta palabra inglesa se designa al cuerpo vertical de la unidad que

presenta un orificio central en el que se introduce la camilla de exploración

con el paciente. Interiormente tiene un anillo giratorio que está formado en

las unidades de TAC de:

_ Tercera Generación: por el tubo y un sector circular de detectores.

_ Cuarta Generación: por un anillo giratorio y una consola completa de

detectores fijos.

Contiene un tubo de rayos X, la matriz de detectores, el generador de alta

tensión, la camilla de soporte del paciente y los soportes mecánicos. Estos

subsistemas se controlan mediante órdenes electrónicas transmitidas desde la

consola del operador, y transmiten a su vez datos al ordenador con vistas a la

producción y análisis de las imágenes obtenidas.

El gantry es el lugar físico donde es introducido el paciente para su examen.

En él se encuentran, el tubo de rayos X, el colimador, los detectores, el

DAS y todo el conjunto mecánico necesario para realizar el movimiento

asociado con la exploración.

Fig. Gantry y mesa

Hay dos tipos de gantry, los que rotan 360º y cambian de dirección y los de

rotación continua (son los más modernos y se utilizan en los sistemas

helicoidales, que se diferencian porque la energía y la trasmisión de las

señales adquiridas, llega a través de anillos deslizantes).


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VELOCIDAD DE ROTACIÓN DEL GANTRY :

Single- Slice : Tiempo de rot.=1s. (1 corte x seg.)

Multi- Slice : Tiempo de rot. = 0,5 seg.( generan 4 cortes en cada

rotación , 8 veces más rápidos que los single-slice.


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1) Tubo de rayos X

El tubo de rayos X es un recipiente de vidrio al vacío, rodeado de una cubierta

de plomo con una pequeña ventana que deja salir las radiaciones al exterior.

El tubo trabaja normalmente entre 120 y 140 kV. La cadena de detectores

(240) puede ser de cuerpos sólidos o líquidos. El tiempo para realizar un corte

es menor o igual a dos segundos.

Tubo de rayos x. En la mayoría de los tubos se usan rotores de alta velocidad

para favorecer la disipación del calor. Los escáneres de TC diseñados para la

producción de imágenes con alta resolución espacial contienen tubos de Rx

con punto focal pequeñ

Siemens Straton tubo de rayos-

x

Hoy en día existen nuevos tubos de rayos X como es de la imagen Siemens

STRATON vamos a desarrollar este punto.


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STRATON TUBO DE RAYOS-X DE LOS TOMOGRAFOS

MODERNOS.

Una mejora significante en la visualización hasta de los detalles más delicados

para un diagnóstico más rápido y fiable: esto es lo que Ud. puede ver en los

últimos desarrollos en TAC. La tecnología z-Sharp de Siemens cumple

perfectamente estas expectativas aumentando los límites de resolución

espacial hasta un nivel completamente nuevo, Cada uno de los sistemas

radiográficos del Somatom Definition cuenta con un detector y un tubo de

rayos X Straton. Éste último ha sido nominado para el premio German Future

Prize de este año.

Los tubos convencionales de rayos X, poseen una carcaza que a su vez

contiene un aceite que permite la refrigeración del ánodo rotatorio. Esto

conlleva a una pobre disipación de calor entre el ánodo y el aceite

refrigerante, debido a la interfase vacío/aceite que se produce. La manera de

compensar esta ineficiente disipación de calor sería aumentando el tamaño

del ánodo giratorio, de manera que este tenga una mayor capacidad

calórica. En lugar de eso, las compañías como Siemens idearon un moderno

tubo de rayos X, un tanto diferente al modelo convencional, al que

denominaron STRATON. La manera en que este innovador sistema disipa el

calor en mejor forma que el sistema convencional, es a trav és de un contacto

directo entre el refrigerante y el sistema de ánodo rotatorio de tal manera que

llega a disipar cinco millones de unidades calóricas (MHU) por minuto.

Además de esto, el haz de radiación es desviado por un sistema de bobinas

deflectoras a la salida del cátodo, lo que permite obtener dos puntos focales

alternantes en el ánodo. Este revolucionario sistema de refrigeración logra

disminuir lógicamente los tiempos de enfriamiento, con lo que se pueden

realizar exámenes de mayor duración sin ningún problema, algo que limita a

los equipos que utilizan el sistema convencional, y que significa un problema

al realizar este tipo de exploraciones, obligándonos a utilizar tiempos

mayores. Como además no es necesario aumentar el tamaño del ánodo, estos

compactos diseños han sido fundamentales a la hora de disminuir los tiempos

de rotación hasta incluso 0,33 segundos, lo que permite estudiar rangos mas

amplios en menor tiempo y disminuir los artefactos de movimiento, sobre

todo por el movimiento de las vísceras.

Una de las novedades más interesantes en RSNA Straton Siemens fue el tubo

de rayos X, que se encuentra actualmente disponible como una opción de 16

escáneres Sensación, bueno hay que tener cuenta que si queremos adquirir o

asesorar para la adquisición de un tomógrafo es muy importante ver el grado


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refrigeración del tubo de tomógrafo, es llamado capacidad calorífica esto

depende de la cantidad de filas, un ejemplo si la TC es de mayor potencia

entonces necesitamos mayor capacidad caloríficas ojo con este dato el tubo de

straton su capacidad calorífica es cero porque esta en continuamente

refrigeración y no se calientan.

2) Colimador

En TC a veces se utilizan dos colimadores. El primero se monta en la cubierta

del tubo o en sus proximidades, y limita el área del paciente que intercepta el

haz útil, determinando así el grosor del corte y la dosis de radiación recibida

por el paciente. Este colimador prepaciente suele constar de varias

secciones que permiten obtener un haz de rayos X casi paralelo. Un ajuste

inapropiado de los colimadores prepaciente origina un exceso innecesario de

dosis de radiación en el paciente durante la TC.

El segundo colimador (pospaciente), restringe el campo de Rx visto por la

matriz de receptores. Este colimador reduce la radiación dispersa que incide

sobre los detectores.

Entrañas del anillo de

un TAC.

T: tubo de rayos X.

D: detector.

X: haz de rayos X.

R: sentido de rotación.


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El colimador es un elemento que me permite regular el tamaño y la forma del

haz de rayos. Aquí es donde se varía el ancho del corte tomográfico. Este

puede variar de 1 a 10 mm de espesor.

Figuras siguientes.. Esquemas de los colimadores

1. Tubo-detectores perfectamente alineados.

2. El scan alrededor del paciente colecciona un número de medidas de

trasmisión.

3. El haz que sale del tubo es formado por filtros especiales.

4. El haz es colimado para que pase por el corte de interés.

5. El haz es atenuado por el paciente y los fotones trasmitidos son medidos

por el detector

6. El detector convierte los Rx en señales electricas (analógicas).

7. El ADC lo convierte en señales digitales.

8. Estos son enviados al computador para la formación de la imagen


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ESQUEMA DE LOS COLIMADORES


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3) Detectores

Los detectores reciben los rayos X transmitidos después que atravesaron el

cuerpo del paciente y los convierten en una señal eléctrica. Existen 2 tipos de

detectores:

● Detectores de gas Xenón: El detector es una cámara que contiene el gas

Xenón a alta presión y un par de placas. El rayo entrante ioniza el gas y los

electrones son atraídos por la placa cargada positivamente. Luego la corriente

generada es proporcional a la cantidad de rayos absorbidos.

● Detectores de cristal o de estado sólido: Están hechos de un material

cerámico que convierte los rayos X en luz.

El detector tiene a su vez un fotodiodo, que convierte la luz en una señal

eléctrica, proporcional al número de fotones de rayos X, que entran en la

celda.

Conjunto de detectores. Los primeros escáneres de TC tenían un solo

detector. Los más modernos utilizan numerosos detectores, en disposiciones

que llegan hasta contener 2.400 elementos de dos categorías: detectores de

centelleo y detectores de gas.

RECORDANDO LOS DETECTORES – TIPOS:

1. detector de cintilacion / fotomultiplicador

2. detector de cintilacion / multiplicador fotodiodico.

3. camara de ionizacion presurizada


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Detector de escintilacion / fotomultiplicador:

• actualmente obsoleto (primera y 2da generación).

• detector originalmente empleado en la TC, y usado en mn.

• cristal sólido de escintilacion :naI (tl).

• emiten luz cuando los rx o r inciden sobre estos,

• la luz estimula el fotocatodo, y la convierte en señal electrónica.

• el fotomultiplicador amplifica esta señal electrónica. (inestabilidad y

fosforescencia).

• la señal se digitaliza y se trasmite a la computadora.

Cristal de escintilacion / multiplicador fotodiodico:

• detectores de estado solido.

• la luz de cristal escintilador se une a un fotodiodo de silicona.

• sus ventajas son: alta estabilidad, pequeño tamaño y su bajo costo.

camaras de ionizacion presurizadas:

• son de pequeño tamaño y se pueden disponer muy próximos, para

captar por completo la radiación incidente.

• están constituidas por una serie de compartimientos con paredes muy

finas.(gran densidad de detectores)

• se perfunde gas xenon sobre el sistema para asegurar uniformidad en la

respuesta.

• el xenon no es tan eficaz como los detectores sólidos.

• las cámaras se presurizan de 10 a 30m atm.y se construyen con anchura

grande.

• se produce cierta perdida en la placa frontal del detector.

Detectores – características:

1. eficiencia (caco)

2. respuesta temporal

3. rango dinámico

4. alta reproductibilidad y

5. estabilidad.

1.- caco

• captura: tamaño y distancia entre los detectores.

• absorción: densidad, número atómico, tamaño y espesor del detector.

• conversión: capacidad de convertir los rx absorbidos en señal

electrónica.

• eficiencia del detector =eficiencia de dosis (50-70%)


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2.- buena respuesta temporal: velocidad de un evento a otro. seg, afterglow,

pile-up.

3.-rango dinámico.- capacidad para responder a una extensa gama de

intensidades de rx. (106 a 1).

4 y 5.- evitar desequilibrio y fluctuaciones

Hoy en día se usa los siguientes tipos:

CANALES DE DETECTORES:

- Single-Slice : Fila única de detectores

- Multi-Slice : 4 filas de detectores (4) Sistemas de adquisición de

datos, hoy en día se dice que un tomógrafo son multidetectores cuando tiene

4 filas de detector.


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• CONFIGURACIÓN DE DETECTORES :

Los CT multi-detector se pueden dividir, de acuerdo a su matriz de

detectores, en dos amplias categorías:

• - Detectores Matriz (fijos) o SIMETRICOS: son aquellos

detectores que tienen Espesores iguales en su composición como se

muestra en la figura.

• -Detectores Adaptativos o ASIMETRICOS: son aquellos

detectores que esta configurado de la siguiente manera sus Espesores o

elementos más finos al centro, más gruesos en la periferie. aumentan en

longitud desde el centro como muestra la figura.

Los equipos multislices presentan un tubo de rayos X y múltiples filas

de detectores, cada fila contiene de 500 a 900 elementos de detectores

conectados a 4 sistemas de adquisición de datos.


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Su utilidad de los detectores:

1.- Detectores de Matriz o Fijos; Utiliza elementos de espesor semejante.

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


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• Un CT helicoidal convencional posee entre 500 y 900 detectores

orientados en una sola fila.

• El CTMD posee múltiples filas de detectores, entre 500 y 900

detectores por fila (Matriz de detectores).

• Mide la Eº depositada Rx Body

• Eº C.E Cuantificada en s. elec.

CARACTERISTICAS:

• Eficiencia: Eficacia para captar fotones

• Estabilidad: Referida a la consistencia y

ajuste.

• Conformidad: Se refiere al tiempo que

toma el detector para recibir, producir y

distribuir una señal


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ALGUNOS DETECTORES


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CONFIGURACIONES DEL DETECTOR

Como un ejemplo aprendamos las configuraciones del detector:

4 X 1,25 mm;

4 x 2,5 mm;

4 X 3,75 mm;

4 X 5,0 mm;

1 X 1,25 mm y

2 X 0,63 mm.

• 4 X 1,25 mm: se pueden captar cuatro señales (cortes axiales) o hélices

intercaladas o interespaciadas (cortes helicoidales) con cuatro filas de

detectores de 1,25 mm


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intercaladas o interespaciadas (cortes helicoidales) con ocho filas de

detectores de 1,25 mm, contribuyendo dos filas a la detección de cada señal

(corte axial) o hélice intercalada o interespaciada (cortes helicoidales).


intercaladas o interespaciadas (cortes helicoidales) con 12 filas de detectores

de 1,25 mm, contribuyendo tres filas a la detección de cada señal (corte axial)

o hélice intercalada o interespaciada (cortes helicoidales).


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intercaladas o interespaciadas (cortes helicoidales) con 16 filas de detectores

de 1,25 mm, contribuyendo cuatro filas a la detección de cada señal (corte

axial) o hélice intercalada o interespaciada (cortes helicoidales).

• 1 X 1,25 mm: una fila de detectores de 1,25 mm puede captar una señal axial,

contribuyendo únicamente esa fila a la detección de dicha señal.


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• 2 X 0,63 mm: se pueden captar dos señales (cortes axiales) o hélices

intercaladas (cortes helicoidales) con dos filas de detectores de 1,25 mm,

contribuyendo únicamente dos filas a detectar la mitad de cada señal (corte

axial) o hélice intercalada (corte helicoidal)

Configuraciones axiales

Las configuraciones axiales son: 4 X 1,25 mm; 4 X 2,5 mm; 4 X 3,75 mm; 4 X

5,0 mm; 1 X 1,25 mm y 2 X 0,63 mm.

• 4 x 1,25 mm: 1,25 mm es el espesor de corte mínimo. Cada giro del estativo

abarca 5 mm de región anatómica.


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Captación de señales axiales

Se captan cuatro u ocho señales o canales por cada giro del estativo. Cada una

de las cuatro u ocho señales puede captarse por un solo detector o por una

combinación de dos, tres u cuatro detectores. Una vez que una señal obtenida

por varios detectores se combina en un canal, ésta no puede separarse.

• El número de detectores combinados por señal o canal influye en el espesor

de corte mínimo.

• Pueden generarse uno, dos u cuatro cortes por cada giro del corte.

• El espesor de corte puede cambiarse retrospectivamente.

• La configuración del detector en el momento de la adquisición influye en las

opciones de reconstrucción retrospectiva.

• Las exploraciones axiales multicortes son más rápidas que las exploraciones

helicoidales de corte sencillo que utilizan un paso de 1:1.

Intervalo axial

El intervalo equivale al número de imágenes por giro multiplicado por el

espesor de corte, es decir, con el modo 4 x 2,5 se generan cuatro imágenes de

2,5 mm de espesor cada una, de un total de 10 mm de cobertura por giro. El

intervalo por giro sería de 10 mm.


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

la separación deseada.

Corrección de la inclinación

La corrección de inclinación de los detectores múltiples se realiza

automáticamente en exploraciones axiales o helicoidales. En la exploración

axial, el intervalo cambiará para mantener la misma distancia entre cortes al

inclinar el estativo. En la exploración helicoidal, la velocidad de la tabla

aumentará como respuesta a la corrección de inclinación. Esto mantiene la

fila de datos alineada para su reconstrucción. La anotación en la imagen

reflejará la velocidad de la tabla. Esto permite que el espesor de corte sea el

mismo al medirlo perpendicularmente a las esquinas del corte.


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Definiciones de paso helicoidal y modo de exploración

Los modos de exploración de configuración helicoidal se expresan en

términos de paso. El paso helicoidal se define como el recorrido de la mesa,

definido en milímetros por giro, dividido por la colimación del haz. Los

anteriores sistemas LightSpeed asignaban nombres a los distintos modos de

exploración, y definían el paso como el recorrido de la mesa en milímetros por

giro dividido por el ancho de filas del detector.

En la tabla siguiente, puede usted comparar los antiguos nombres de los

modos de exploración con los nuevos.

Configuraciones helicoidales en los modos intercalados de 2 y 4

filas

• Las configuraciones helicoidales son: 2 x 0,63 mm, 4 x 1,25 mm; 4 x 2,5 mm;

4 x 3,75 mm y 4 x 5,0 mm. En estos modos, las configuraciones se adquieren

con un paso de uno o tres. El avance de la mesa es una vez la configuración

del detector o lo que es lo mismo, un paso de 1:1 y tres veces la configuración

del detector o lo que es lo mismo, un paso de 3:1 (es decir, 3,75 mm de

velocidad dividido entre 3 da como resultado 1,25 o una configuración de

detector 4 X 1,25 mm). Este modo le permite tener hélices intercaladas, es

decir, entre 1,5 y 3 veces más rápido que las exploraciones helicoidales de un

solo corte, reduce al mínimo los artefactos helicoidales y proporciona la

mayor definición.


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• Modo de 2 filas: 2 x 0.63 mm.

– Configuración del detector: 2 x 0.63 mm.

– Avance de la mesa: 1,25 mm por giro.

– Colimación del haz: 1,25 mm.

– Pitch 1:1.

– Espesores de corte prospectivos y retrospectivos de 0,63 mm.

• Modo de 4 filas: 4 x 1,25 mm. Todas las imágenes emplean datos de las

cuatro hélices

– Configuración del detector: 4 x 1,25 mm.


– Colimación del haz: 5 mm.

– Pitch 0,75:1.

– Espesores de corte prospectivos y retrospectivos de 1,25 y 2,5.

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

cuatro hélices.


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– Configuración del detector: 4 X 2.5 mm.



– Pitch 0,75:1.

– Espesores de corte prospectivos y retrospectivos de 2,5 mm, 3,75 mm y 5,0

mm.


cuatro hélices.

– Configuración del detector: 4 X 3,75 mm.



– Pitch 0,75:1.


mm.


cuatro hélices.


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– Configuración del detector: 4 X 5.0 mm.

– Avance de la mesa: 15 mm por giro.


– Pitch 0,75:1.


mm.

Configuraciones helicoidales en el modo interespaciado de 4 filas

Las configuraciones helicoidales son: 4 x 1,25 mm; 4 x 2,5 mm; 4 x 3,75 mm y

4 x 5,0 mm. Todas las configuraciones en el modo de 4 filas se adquieren con

un paso de seis.

El avance de la mesa es 6 veces la configuración del detector o, lo que es lo

mismo, un paso de 6:1, (es decir, una velocidad de mesa de 7,5 mm dividida

entre 6 da como resultado 1,25 o, lo que es lo mismo, una configuración del

detector 4 X 1,25 mm). Este modo emplea hélices interespaciadas y es de dos

a seis veces más rápido que las exploraciones helicoidales de corte sencillo.

Las hélices interespaciadas provocan una mayor interpolación de datos y un

aumento de artefactos helicoidales en comparación con el modo intercalado.

• Modo de 4 filas 4 X 1,25 mm. Todas las imágenes emplean datos de las

cuatro hélices.




– Pitch 1.5:1.

– Espesores de corte prospectivos y retrospectivos de 1,25 mm y 2,5 mm.


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

hélices.


– Avance de la mesa: 15 mm por giro.


– Pitch 1.5:1.


mm.

• Modo de 4 filas 4 X 3,75 mm. Todas las imágenes emplean datos de las

cuatro hélices.




– Pitch 1.5:1.

– Espesores de corte prospectivos y retrospectivos de 5,0 mm y 7,5 mm.


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

hélices.



– Pitch 1.5:1.

– Espesores de cortes prospectivos y retrospectivos de 5,0 mm, 7,5 mm y 10,0

mm.

– Colimación del haz: 10 mm

– Colimación del haz: 20 mm

4) DAS (Data acquisition system). SISTEMA DE

ADQUISICION DE DATOS.

El DAS muestrea la señal eléctrica y realiza la conversión analógica-digital,

para que la computadora procese los datos.

Los equipos de Tc helicoidales pueden dividirse a su vez según el número de

“canales de data”, también conocido como DAS (Data Adquisition System), o

equivalente a decir que se dividen según el número de cortes por rotación de

tubo, ya que esta razón depende directamente del número de canales de data.

Se puede incurrir en el error de pensar que el número de cortes obtenidos

depende del número de filas de detectores dispuestas en el eje z, sin embargo

este parámetro está determinado por el número de canales de data que posee

el TC.


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Según este parámetro tenemos equipos de tipo monocorte o singleslice o

equipos multicorte o multislice, que describiremos a continuación:

Los TC singleslice o monocorte

Poseen un solo canal de detección, es decir, solo se puede obtener una imagen

por rotación del tubo en rotaci ón de 360º. El hecho que se obtenga la

información en forma volumétrica permite variar el “intervalo” de corte, una

vez que el ordenador ha reconstruido la imagen. En el caso de singleslice el

grosor de corte esta dado por el tamaño de los colimadores. En los scanner

convencionales no es posible variar estos parámetros luego de la adquisición.

DAS


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Los TC multislice o multicorte

Poseen varios canales de data (2, 4, 8, 16, 32 o 64). De esta manera se puede

obtener una mayor cantidad de imágenes por rotación en 360º. Además se

debe destacar que la velocidad de rotación del tubo es mucho mayor. En

scanner multicorte se puede variar tanto el intervalo de corte como el grosor

de corte. En este caso el grosor de corte no solo esta dado por la colimación,

sino que además de cómo se agrupe la información, captada por los

detectores.

Los TC multidetectores se pueden dividir de acuerdo a la matriz en:

a) de tipo fijo o simétrico (todos los detectores presentan igual longitud) y

b) adaptables o asimétricos. (que se desarrollo en temas de detectores)

Tanto en el scanner convencional como en el singleslice, el espesor de corte va

a estar dado por la colimación de forma primaria. En el multislice, va estar

determinado por la colimación y a su vez por la combinación que me permita

la corrida de detectores.


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IRS (imagin informacion system) SISTEMA DE RECONSTRUCCION

DE INFROMACION

Este punto tiene que ver con las imágenes así que desarrollaremos en el tema

de adquisición de imágenes tomográfico.


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B. Computadora u Ordenador.

La tomografía computarizada no sería posible si no se dispusiera de un

ordenador digital ultrarrápido. Se requiere resolver simultáneamente del

orden de 30.000 ecuaciones; por tanto, es preciso disponer de un ordenador

de gran capacidad. Con todos estos cálculos el ordenador reconstruye la

imagen.

La mayoría de los ordenadores requieren un entorno especial y controlado; en

consecuencia, muchas instalaciones de TC deben disponer de una sala

contigua dedicada al equipo informático. En la sala del ordenador se han de

mantener condiciones de humedad y temperatura.

La computadora, tiene a su cargo el funcionamiento total del equipo, el

almacenamiento de las imágenes reconstruidas y de los datos primarios,

contiene el software de aplicación del tomógrafo y presenta una unidad de

reconstrucción rápida (FRU), encargada de realizar los procesamientos

necesarios para la reconstrucción de la imagen a partir de los datos

recolectados por el sistema de detección.

Debe disponer de gran capacidad de memoria y potencia para efectuar con

rapidez los cálculos requeridos para obtener la imagen. Actualmente este

proceso tarda un tiempo de 1-2 segundos


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C. Consola del tecnólogo medico

Consola de control. Numerosos escáneres de TC disponen de dos consolas,

para el tecnólogo medico que dirige el funcionamiento del equipo y la otra

para el formateo que consulta las imágenes y manipula su contraste, tamaño y

condiciones generales de presentación visual. La consola del operador

contiene dispositivos de medida y control para facilitar la selección de los

factores técnicos radiográficos adecuados, el movimiento mecánico del gantry

y la camilla del paciente y los mandatos comunicados al ordenador para

activar la reconstrucción y transferencia de la imagen. La consola de

visualización del médico acepta la imagen reconstruida desde la consola del

operador y la visualiza con vistas a obtener el diagnóstico adecuado.

En resumen la consola tiene una doble función:

_ Programar la exploración que se desea realizar. Las TAC tienen

estandarizadas las técnicas de exploración más habituales pero es posible

modificar cualquiera de los aspectos técnicos para la obtención de la imagen.

_ Seleccionar los datos requeridos para la obtención de la imagen.

Podemos seleccionar los datos para la imagen diagnóstica que queramos

obtener:

1) La ventana de valores de absorción.

2) La matriz de representación.

3) La posible ampliación de la imagen.

4) La señalización con flechas, medidas, ángulos… de datos de interés.

5) La reconstrucción de cortes coronales y sagitales a partir de los axiales para

mejorar la visualización de estructuras longitudinales en sentido vertical

(tráquea…).

6) La reconstrucción en 3D de estructuras óseas de interés en neurocirugía,

traumatología y ortopedia.

La consola (ver figura siguiente), es el módulo donde se encuentra el teclado

para controlar la operación del equipo, el monitor de TV (donde el operador

observa las imágenes) y, en algunos casos, la unidad de Display encargada de

la conversión de la imagen digital almacenada en el disco duro de la

computadora en una señal capaz de ser visualizada en el monitor de TV.


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Aquí el Tecnólogo Medico realizara todas las formas de representación, el uso

adecuado del software especiales que cada equipo tiene y muy importante el

uso adecuado de las radiaciones ionizantes.


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ALGUNAS PARTES ADICIONALES:

Generador de alta tensión. Todos los escáneres de TC funcionan con

alimentación trifásica o de alta frecuencia. Así, admiten velocidades

superiores del rotor del tubo de Rx y los picos de potencia característicos de

los sistemas pulsátiles.

Colocación del paciente y camilla de soporte. Sostiene al paciente en

una posición cómoda, está construida con un material de bajo número

atómico, como fibra de carbono. Dispone de un motor que acciona la camilla

con suavidad y precisión para lograr una posición óptima del paciente

durante el examen, en particular en técnicas de TC espiral. Si la posición del

paciente no es exacta, tal vez se efectúen barridos repetidos de un mismo

tejido, o se dejen secciones anatómicas sin examinar.

Almacenamiento de las imágenes. Existen numerosos formatos de

imágenes útiles en el campo de la radiología. Los escáneres actuales

almacenan los datos de las imágenes en discos duros del ordenador.


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Unidad de distribución de energía (PDU)

La unidad de distribución de energía o PDU suministra energía a la mesa, el

estativo, la computadora y los monitores. Se trata de una unidad autónoma,

situada normalmente en la misma sala que la mesa y el estativo.

Ahora aprendamos el uso del equipo de tomografía, si alguna ves usted va ir a

un centro de salud, encontrara un equipo con botones digamos y para que

sirve aquí le vamos a dar el uso de cada uno de ellos:

Mandos del estativo

Los números de la ilustración corresponden a las definiciones numeradas que

presentamos a continuación.

1. Prep Delay Timer (Cronómetro digital de la demora de preparación):

muestra una demora de preparación antes de que comience la exploración.

2.Stop Scan (Parar la exploración): en una emergencia, al pulsar Stop Scan

se interrumpen las demoras de preparación así como la exposición de rayos X

que se esté llevando a cabo.


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3.Start Scan (Iniciar la exploración): si desea permanecer junto al estativo e

iniciar la exploración, pulse este botón tras confirmar la prescripción.

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

en el gantry.

5. Table Up (Subir mesa): pulse (Table Up) para subir la mesa hacia el

estativo. Mientras sube la mesa con las luces de alineación encendidas, el

tablero se ajusta horizontalmente para mantener el punto de referencia

anatómico.

� Si pisa el pedal de subida, la mesa se eleva y el tablero entra en el estativo.

6. Cradle Out (Sacar tablero): pulse (Cradle Out) para sacar el tablero del

estativo.

7. Table Down (Bajar mesa): pulse (Table Down) para sacar la mesa del

estativo y bajarla. Mientras la mesa baja con las luces de alineación

encendidas, el tablero se ajusta horizontalmente para mantener el punto de

referencia anatómico.


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� Si pisa el pedal de bajada, el tablero sale del estativo y la mesa desciende.

También devuelve el estativo a la posición cero.

8. Fast Speed (Velocidad rápida): pulse (Fast Speed) junto con Subir/Bajar

o Introducir/Sacar para acelerar estas funciones.

9. Superior Gantry Tilt (Angulación hacia arriba del estativo): pulsar

(Superior Gantry Tilt) inclina el estativo hacia la cabeza del paciente,

independientemente de su posición.

10. Inferior Gantry Tilt (Angulación hacia abajo del estativo): pulsar

(Inferior Gantry Tilt) inclina el estativo hacia los pies del paciente,

independientemente de su posición.

11. Breathing Lights Demo (Demostración de las luces de respiración):

pulse para mostrar al paciente cómo utilizar las luces de respiración y el

cronómetro de cuenta atrás.

� Una luz verde intermitente le indica que se prepare para la apnea.

� Una luz amarilla le indica que debe mantener la respiración.

� El cronómetro de la cuenta atrás muestra los segundos que quedan para

que pueda espirar.


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

Luz de Luz de apnea

Cronómetro de cuenta atrás

respiración

12. Tilt and Table Travel Limits (Límites de la angulación y del recorrido

de la mesa): pulse para ver en el panel de visualización del estativo la gama de

angulación del estativo y el campo explorable actuales, en función de la

posición de la mesa.

13. Internal Landmark (Centrado interno): (Internal Landmark) define el

punto de referencia de la mesa al colocar al paciente con la luz interna de

alineación láser.

Se trata, por lo general, del punto de referencia anatómico que ha de utilizarse

al acostar al paciente. Por ejemplo, si el punto de referencia anatómico del

paciente es la escotadura esternal, debe centrarla en la luz de alineación láser

interna y pulsar (Internal Landmark). La pantalla del estativo indica una

posición de mesa de 0 mm. Este valor es el resultado del cálculo que el

sistema de CT realiza en función de la luz de alineación láser interna. Debe

usar (Internal Landmark) o (External Landmark) antes de seleccionar

[Confirm] (Confirmar).


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14. External Landmark (Centrado externo): (External Landmark) sirve

para determinar el punto de referencia de la mesa al acostar al paciente con la

luz externa de alineación láser. Se trata, por lo general, del punto de

referencia anatómico que ha de utilizarse al acostar al paciente. Por ejemplo,

si el punto de referencia anatómico del paciente es la escotadura esternal,

debe centrarla en la luz de alineación láser externa y pulsar (External

Landmark). La pantalla del estativo indica una posición de mesa de unos 240

mm, según las características de la mesa. Estos números son el resultado del

cálculo que el sistema de CT realiza en función de la distancia entre las luces

de alineación de láser externa e interna.

Debe usar (Internal Landmark) o (External Landmark) antes de seleccionar

[Confirm] (Confirmar).

15. Laser Alignment Light (Luz de alineación láser): al pulsar (Laser

Alignment Light) se enciende la alineación de láser. Al pulsarlo de nuevo se

apaga.

16. Cradle Lock (Bloquear tablero): pulse (Cradle Lock) una vez para

desbloquear el tablero de la mesa, lo que lo convierte en "flotante". En otras

palabras, puede moverlo libremente con las manos. Esto resulta de gran

utilidad para sacar al paciente del estativo en caso de emergencia. Pulse

(Cradle Lock) por segunda vez para bloquear de nuevo el tablero y mantener

el centrado definido.

17. Table collision sensor indicator/reset (Botón Reiniciar y piloto del

sensor de colisión de la mesa): (Reset) se usa en dos situaciones. Si ha

pulsado (Emergency Stop), (Reset) parpadea cada dos segundos

aproximadamente. Pulse (Reset) para volver a accionar la mesa y el estativo.

En segundo lugar, si un objeto roza una de las cintas de la mesa,

interrumpiendo así el movimiento de la mesa y del estativo, (Reset) parpadea

cada segundo. Pulse (Reset) para restablecer el suministro eléctrico de la

mesa y del estativo.

18. Home (Inicio): pulse (Home) para devolver el estativo a su posición

vertical y sacar el tablero del mismo simultáneamente. Una vez alejado el

tablero del estativo, la mesa desciende hasta alcanzar el nivel más bajo

permitido.


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1. Laser Light Indicator (Indicador de luz de láser): el botón (Laser Light

Indicator) se ilumina cuando se enciende la luz de alineación de láser,

normalmente durante la colocación del paciente.

CUIDADO: Para garantizar la seguridad del paciente, éste ha de

permanecer con los ojos cerrados mientras la luz de alineación

láser esté encendida.

2. Collision Indicator (Indicador de colisión): El piloto (Collision) se

ilumina cuando existe un riesgo de que la mesa, el tablero o el estativo entren

en contacto entre sí. Existen sensores de colisión por la angulación y la

elevación en las cubiertas anterior y posterior, situados en la parte superior de

la abertura del estativo. Estos sensores se encuentran activos durante la

elevación de la mesa y la angulación del estativo. También se ilumina el piloto

si se opone una resistencia de 4,5 kg mientras el tablero se desplaza o si se

alcanzan los límites de la mesa, del tablero o del estativo. En caso de

interferencia, es posible que necesite subir o bajar la mesa, verificar la

angulación del estativo o determinar si la resistencia procede de las correas

del paciente, de los accesorios o del paciente. Si necesita inclinar el estativo

después de detectar una colisión, éste se inclinará en incrementos de 0,5

grados solamente. También puede utilizar el botón Reiniciar y piloto del

sensor de colisión situado en la parte anterior del estativo.


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3. Cradle Unlocked Indicator (Indicador de tablero desbloqueado): el

botón (Cradle Unlocked Indicator) se ilumina para indicar que el tablero se

encuentra desbloqueado o "flotante".

4. Vertical Height Indicator (Indicador de altura vertical): El (Vertical

Height Indicator) muestra la altura vertical de la mesa con respecto al

isocentro.

5. Horizontal Cradle Position (Posición horizontal del tablero): El

(Horizontal Cradle Position) visualizado es la posición del tablero basado en

la referencia anatómica del paciente. Esta referencia se fija con los centrados

interno y externo. Una S precede al número si la posición es superior al punto

de referencia, o una I si es inferior al mismo.

6. Gantry Tilt Indicator (Indicador de angulación del estativo): El (Gantry

Tilt Indicator) muestra una de dos visualizaciones. La normal muestra la

angulación actual del estativo. Si ésta es superior, el número va precedido de

una S, y si es inferior, de una I.

7. Exposure Indicator (Indicador de exposición): El (Exposure Indicator)

se ilumina en ámbar durante la exposición.

DATOS ADICIONALES DEL TOMOGRAFO LIGHT SPEED.


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CUIDADO: La información sobre los componentes internos del

estativo se ofrece para mayor ilustración de los usuarios. El

estativo se compone de piezas sueltas y de alta tensión peligrosas.

PARA EVITAR DESCARGAS ELÉCTRICAS O LESIONES

PROVOCADAS POR APLASTAMIENTO, NO RETIRE LAS

CUBIERTAS NI SE INTRODUZCA EN EL ESTATIVO. SÓLO EL

PERSONAL CUALIFICADO PUEDE RETIRAR LAS CUBIERTAS

DEL ESTATIVO O LAS DE OTRAS PARTES DEL EQUIPO.


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Los números de la ilustración corresponden a las definiciones numeradas que

presentamos a continuación.

1. Tubo y colimador: la capacidad térmica del ánodo con un tubo Performix

es de 6,3 millones de unidades de calor (MHU), y la velocidad de enfriamiento

de 840.000 unidades de calor por minuto (KHU/min).

2. Detector/Sistema de adquisición de datos: el detector está formado

por un material escintilador sólido conocido como HiLight. El HiLight, que

utiliza una matriz de 16 X 1,25 mm (combinado con 1 mm de separación entre

canales) garantiza una eficacia de la dosis del 99%. El sistema de adquisición

de datos o DAS está situado en la parte posterior del detector. El DAS es el

convertidor de analógico a digital.

3. Controlador del tubo: el controlador del tubo regula los tiempos de

inicio y parada del rotor del tubo.

4. Generador de alta frecuencia: el generador de alta frecuencia está

formado por depósitos para cátodos y ánodos. Cada depósito ocupa un pie

cúbico en el estativo.

Los cátodos y ánodos juntos proporcionan 53,2 (kW) de energía con tubos

Performix.

5. Computadora interna: la computadora interna regula los KV y los mA y

proporciona el mecanismo mediante el cual la información entra y sale por el

anillo deslizante.

6. Computadora fija: la computadora fija proporciona el mecanismo

mediante el que se realiza el intercambio de información a través de la

consola del operador.


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PARTE II

INTRODUCCION:

La tomografía axial computada (TAC) o también conocida como tomografía

computada (TC), es tal vez la técnica más sofisticada en la aplicación de los

rayos X en el ámbito de la medicina.

Los algoritmos matemáticos para la reconstrucción de imágenes tomográficas

fueron desarrollados por el físico alemán J. Radon en 1917. Sin embargo, su

aplicación en medicina no pudo ser posible sino hasta principios de los años

70, cuando el primer dispositivo de TAC fue puesto en operación clínica por el

científico británico Dr. Godfrey Hounsfield en 1.972, quien advirtió que los

rayos X que pasaban a través del cuerpo humano contenían información de

todos los constituyentes del mismo en el camino del haz de radiación.

Su teoría se hallaba fundamentada en el coeficiente de atenuación que

experimenta el haz al atravesar la materia:

Un haz de rayos X monoenergético con una intensidad inicial Io, que

atraviesa un material de espesor X, obtiene una disminución en la intensidad

del haz de salida reducido por un factor e-μx, en donde μ es el coeficiente de

PRINCIPIOS BASICOS DE LA FISICA


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atenuación lineal, que se define como una propiedad intrínseca del material

irradiado

ASI como la resonancia trabaja con el protón, la tomografía lo hace con los

electrones.

JUSTIFICACION DE LA FISICA TOMOGRAFICA.

Analizando las aplicaciones necesarias para poder entender los principios

físicos de la tomografía, es algo complejo, bueno muchos lectores dirán que

para que me sirve saber estos análisis recontra complicados si yo no lo aplico

en la practica y no es necesario, puede ser usted uno de ellos que comente

igual pero aquí les voy a dar porque es importante tener como cultura general,

ojo con estos datos:

• Transformada de Fourier (TF)

• Herramienta importante en captura de datos y procesamiento de

imágenes

• Se usa para descomponer imágenes (funciones) en sus componentes

senos y cosenos

• Imagen sin transformar (input) está en el dominio espacial

• Imagen transformada mediante TF representa la imagen en el dominio

de la frecuencia (output)

• Útil para:

• análisis de imágenes

• filtraje de imágenes

• reconstrucción de imágenes

• compresión de imágenes

• Al usar TF se habla de

• análisis espectral

• análisis de frecuencia


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PRINCIPIOS DE FUNCIONAMIENTO

La forma más sencilla de tomografía computarizada consiste en el uso de un

haz de rayos X finamente colimado y un único detector. La fuente de rayos X y

el detector están conectados de tal modo que se mueven de forma

sincronizada. Cuando el conjunto fuente-detector efectúa un barrido, o

traslación, del paciente, las estructuras internas del cuerpo atenúan el haz de

rayos X según sus respectivos valores de número atómico y densidad de masa.

La intensidad de radiación detectada variará, así, conformará un perfil de

intensidad llamado proyección. Al concluir la traslación, el conjunto fuente-

detector regresa a su posición de partida, y el conjunto completo gira para

iniciar una segunda traslación. Durante ésta, la señal del detector vuelve a ser

proporcional a la atenuación del haz de rayos X de las estructuras anatómicas,

de lo que se obtiene un segundo resultado de exploración.

Si se repite este proceso un número elevado de veces, se generarán numerosas

proyecciones. Estas proyecciones no se perciben visualmente, sino que se

almacenan en un ordenador. Después, el ordenador las procesa y estudia sus

patrones de superposición para reconstruir una imagen final de las

estructuras anatómicas. La superposición de las proyecciones no se produce

como podría imaginarse en primera instancia. La señal del detector durante

cada traslación se registra en incrementos de un máximo de 1.000. El valor de

cada incremento está relacionado con el coeficiente de atenuación de los

rayos X que corresponde al trayecto total de la radiación por el tejido.

Mediante el empleo de ecuaciones simultáneas se obtiene finalmente una

matriz de valores representativa de la sección transversal de la estructura

sometida a examen.


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CORMACK Y HOUSNSFIELD

Supongamos ahora que en el interior del cuerpo K existen fibras o hilos H que

tengan en total una longitud LH. Se quiere evaluar esta longitud por unidad de

volumen de K, o sea evaluar el cociente LH / VK. Para ello, cortamos K con un

plano E y contamos el número de puntos NH de intersección del mismo con H

(figura 7).

Tomando, como siempre, una densidad para planos E proporcional al área de

la sección de E con K, la esperanza matemática del cociente entre el número

de puntos de intersección de E con H y el área de la sección de E con K,

resulta: (1/2) (LH / VK). Por consiguiente, se puede escribir: Lv = 2PA, siendo

PA el número medio de puntos de intersección de E con H por unidad de área

de la intersección de E con K.

Un problema análogo al de la estereología, aunque mucho más complicado, es

el de la tomografía computada. Supongamos, como antes, un cuerpo convexo

K, dentro del cual hay una masa de densidad variable dada por una función

f(x,y,z), o sea que varía para cada punto de coordenadas (x,y,z). Aquí f (x,y,z)

representa la densidad de la sustancia en el interior de K, en el punto de

coordenadas (x,y,z) (figura 8).


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Supongamos que K sea atravesado por una radiación cualquiera (rayos X,

láser), cuya trayectoria sea una recta G, y de la cual se pueda medir su

intensidad de entrada y de salida. La diferencia entre estas intensidades será

la absorción del rayo por la materia en el interior de K y dependerá de la recta

G, por donde el rayo se propaga. Por consiguiente, es posible medir

experimentalmente esta función de G que llamaremos F(G). Pero, ¿cómo

determinar f(x,y,z) a partir de F(G), que se supone conocida para todas las

rectas que atraviesan K? El primero que consideró esta cuestión fue J. Radon

(1887-1956). En 1917, este matemático alemán encontró una fórmula para

calcular f(x,y,z) a partir de F(G), conocida como "transformada de

Radon" . (Que más delante se desarrollara)

Al principio, este problema fue encarado como puramente matemático y dio

lugar a importantes especulaciones teóricas, sin que se pensase en posibles

aplicaciones prácticas. Posteriormente el problema se encaró de dos maneras.

La primera, esencialmente teórica, consistió en una generalización a cuerpos

de más de tres dimensiones y la sección de los mismos por variedades lineales

o no lineales de cualquier dimensión. La idea fue muy fructífera y dio lugar a

importantes trabajos, principalmente de Gelfand y Helgason, con los cuales se

inició una nueva rama de la matemática, llamada también geometría integral,

pero que en el fondo y en la forma era muy diferente a la geometría integral

en el sentido que le dieran Blaschke y Crofton.

El otro enfoque tendió a una posible utilización práctica de los resultados de

Radon. En efecto, si los rayos con que se atraviesa el cuerpo K son rayos X (u

otros), cuya diferencia de intensidad de entrada y de salida puede ser medida

con suficiente aproximación, tendremos un método para conocer la


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distribución f(x,y,z) de la materia en el interior de K; es decir, capaz de

reconstruir el interior de K a partir de los datos proporcionados por los rayos

que lo atraviesan. De esta manera será posible conocer con exactitud el

interior de K, con sus posibles anormalidades o patologías.

En 1963, el físico A.M. Cormack indicó la posibilidad práctica de esas

mediciones y sus posibles aplicaciones en medicina. Nacía así la llamada

tomografía computada. Diez años después, el ingeniero inglés G.N.

Hounsfield perfeccionó los dispositivos de Cormack, comenzando así la era

comercial de los aparatos de tomografía.

Mientras las radiografías dan solamente una imagen que es una proyección

del interior del cuerpo sobre un plano, la tomografía computada reconstruye

con precisión el interior del cuerpo, indicando la posición exacta de cada uno

de sus puntos en el espacio y la densidad de su materia. Su empleo en la

medicina ha sido fundamental para el estudio y diagnóstico de las

anormalidades del cerebro y de otras partes del cuerpo humano de difícil

acceso por otros medios de observación. Su utilidad ha sido demostrada en

otros campos, como la biología molecular y la radioastronomía.

Cormack y Hounsfield recibieron por sus investigaciones el premio Nóbel de

Medicina en 1979. De haber vivido, ciertamente Radon hubiera participado de

este premio, que habrían así compartido un matemático, un físico y un

ingeniero.

Cormack y Hounsfield tuvieron que resolver algunos problemas a partir de los

resultados teóricos de Radon. Por ejemplo: Radon afirma que se puede

conocer f(x,y,z) si se conoce F(G) para "todas" las rectas G. En la práctica

solamente podemos tener en cuenta un número finito de rectas (que puede

ser grande).

Esto lleva a analizar lo que ocurre cuando solamente se conoce F(G) para ese

número finito de rectas y la mejor manera de escoger las mismas.

Teóricamente, se demuestra que con un número finito de rectas nunca se

podrá reconstruir "exactamente" el interior del cuerpo. Se trata entonces de

encontrar la aproximación con que puede ser hecha esta reconstrucción y su

grado de confiabilidad. Para ello el procedimiento práctico consiste en dividir

K en secciones planas y resolver inicialmente el problema sección por sección

para, a continuación, integrarlas a todo el cuerpo K (de allí el uso de la

palabra "tomografía", derivada de tomos, que en griego significa corte o

sección).


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Un número grande de rayos paralelos (figura 9) o en abanico (figura 10) pasa

por cada sección plana. La dirección de estos rayos varía, por ejemplo, con

intervalos de un grado o, en el caso de los rayos en abanico, se hace girar un

mismo ángulo el foco del cual parten los rayos.

Si el ángulo de giro es de un grado y para cada dirección (o cada abanico) hay

160 rayos, tendremos en total: 180 x 160 = 28.800 rayos o rectas G, para las

cuales se puede conocer F(G). Es decir que, aunque no sea posible medir F(G)

para "todas" las rectas, se puede hacer por lo menos para 28.800 rectas -que

ya es un número bastante significativo- Por el hecho de haber escogido las

rectas uniformemente espaciadas, la matemática ofrece métodos

aproximados para aplicar la fórmula de Radon y obtener resultados

suficientemente aceptables. Una vez conocida f(x,y,z) para una sección plana,

se traslada el objeto K haciéndolo distar un pequeño intervalo de la posición

anterior y se repite la operación para una nueva sección plana, y así

sucesivamente para varias secciones bien próximas unas de otras.

El problema matemático consiste en hallar f(x,y,z) con la mayor precisión, a

partir de los muchos puntos en que se conoce F(G). El problema técnico

consiste en medir F(G) a inmediatamente reconstruir f(x,y,z) sobre una

pantalla. El primer paso es importante y delicado, ya que es necesario medir

diferencias de densidad muy pequeñas (por ejemplo, la densidad de los

diferentes tejidos del cerebro humano oscila entre 1,00 g/cm3 y 1,05 g/cm3, y

para algunos diagnósticos son necesarias variaciones de densidad del orden

de 0,005 g/ cm3). Los dispositivos de medición deben ser de una precisión


J.G.V FTM 2011

muy grande, y para reconstruir de inmediato f(x,y,z) a partir de F(G) -o sea a

partir de la diferencia de intensidad de los rayos de entrada y de salida del

cuerpo- son necesarias computadoras electrónicas muy sofisticadas (que

actualmente ya son de uso común).

La estereología y la tomografía computada ilustran bien el proceso de las

diferentes etapas en el avance de la ciencia. Originalmente los estudios son

motivados por la simple curiosidad de conocer o por encontrar soluciones a

los problemas surgidos en actividades extracientíficas (la "pasión" de Buffon

por los juegos de azar es un buen ejemplo). Luego, estos resultados obtenidos

se revelan aplicables a la solución de problemas prácticos presentados por la

técnica: ésta es la etapa de las "aplicaciones" de la ciencia. Posteriormente

tales aplicaciones vuelven a presentar problemas de carácter teórico que

suscitan nuevamente el interés de los científicos puros, dando origen muchas

veces a otros estudios y a teorías exclusivamente especulativas. Así, a través

del progreso alternado entre ciencia y técnica, el hombre consigue ampliar

paulatinamente su horizonte de conocimientos.

PRINCIPIOS BÁSICOS

A. RECONSTRUCCIÓN DE PROYECCIONES:

El principio básico de la TAC, es que la estructura interna de un objeto puede

reconstruirse, a partir de múltiples proyecciones de ese objeto. Supongamos

para explicar este principio, que tenemos un cuerpo convexo K, el cual tiene

una masa de densidad variable, dada por una función f(x,y,z). Pensemos

ahora, que K es atravesado por una radiación cualquiera (rayos X, láser), cuya

trayectoria sea una recta S, y de la cual se pueda medir su intensidad de

entrada y de salida. La diferencia entre estas intensidades será la absorción

del rayo por la materia en el interior de K y dependerá de la recta S, por donde

el rayo transita. Es posible medir experimentalmente esta función de S que

llamaremos F(S). El matemático alemán J. Radon encontró una manera de

calcular f(x,y,z) a partir de F(G), conocida como "transformada de

Radon". Cormack y Hounsfield tuvieron que resolver algunos problemas a

partir de los resultados teóricos de Radon. Por ejemplo: Radon afirma que se

puede conocer f(x,y,z) si se conoce F(S) para "todas" las rectas S. En la

práctica solamente podemos tener en cuenta un número finito de rectas (que

puede ser grande). Esto lleva a analizar lo que ocurre cuando solamente se

conoce F(S) para ese número finito de rectas y la mejor manera de escoger las

mismas. Teóricamente se demuestra, que con un número finito de rectas


J.G.V FTM 2011

nunca se podrá reconstruir "exactamente" el interior del cuerpo, pero

tomando un conjunto adecuado y suficiente de rectas se logra reconstruir una

aproximación de la imagen que es bastante confiable.

El procedimiento práctico consiste en dividir K en secciones planas y resolver

el problema sección por sección, para después integrarlas a todo el cuerpo K.

El perfil está relacionado con la distribución local de atenuación dentro del

objeto f(x,y), esta de acuerdo a la ecuación (1):

g (ş,θ) = ln[ î/í] = R(ƒ(x,y)) …………(1)

donde R se denomina la transformada de Radon, y representa la integral de

f(x,y), a lo largo de un rayo S, que atraviesa al objeto en la dirección θ.

Para resolver el problema de hallar f(x,y) a partir de g(s,θ), existen diferentes

métodos que permiten encontrar la imagen original resolviendo la ecuación

(1), estos se pueden clasificar en:

Fig. . Corte bidimensional de

un objeto que es atravesado

por un haz de radiación de

intensidad Io, generando

detrás un perfil proyectado


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● Métodos iterativos, en los que se estima un valor y por iteraciones

sucesivas se va aproximando.

● Métodos analíticos, por ejemplo el backprojection, en este caso la

imagen se obtiene como la suma de todas las contribuciones para cada ángulo

de corte. Para eliminar los ruidos introducidos por el aparato, se filtra la

imagen en forma digital.

A ver a entender con un poco más del teorema de radon, La tomografía

axial computerizada (TAC) es un sistema de imagen que reconstruye la

estructura interna de una sección de un sistema heterogéneo y se utiliza

ampliamente en la diagnosis médica. En esta página se describen sus

fundamentos y las aplicaciones de esta técnica.

Dentro del modelo de óptica geométrica, cuando un rayo atraviesa un

material absorbente, su intensidad decrece. Si se denomina h al coeficiente de

absorción, se tiene

dI = -h I dl ( 1)

Con lo que:

(l) = I(l0) exp(-f(l)) (2)

Donde

. (3)

La medida del logaritmo del cociente entre la intensidad inicial y la final

proporciona el valor de la integral f . Cuando el medio atravesado por un rayo

no es homogéneo, la atenuación puede proporcionar información sobre la

distribución del coeficiente h en el medio. Esta información se utiliza

ampliamente para conocer la estructura interna de medios poco absorbentes

(de alta transparencia) . Por ejemplo, dado que la mayor parte de los tejidos

humanos absorben débilmente los rayos X, puede utilizarse la técnica que se

describe a continuación para explorar determinadas zonas del mismo (TAC:

Tomografía Axial Computerizada).


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TRANSFORMACIÓN BIDIMENSIONAL DE RADON

Sea h(P) la distribución del coeficiente de absorción para la radiación de una

cierta longitud de onda l en una sección plana (plano xy) de un medio

material m . Cualquier rayo que atraviese dicho material viene descrito por

una dirección, representada por un vector unitario u o su vector normal en el

plano n y por el producto escalar e = r·n que se mantiene constante en todos

los puntos del rayo y representa su distancia lateral al origen de coordenadas.

La integral (3) para cada rayo puede escribirse, teniendo en cuenta que la

delta de Dirac

de la forma

que representa

Conocida como transformada bidimensional de Radon, cuya relación con la

de Fourier se explora a continuación.

Si se permuta el orden de integración en (5), se tiene

(4)

(5)

(6)

(7)


J.G.V FTM 2011

Donde se puede identificar la transformada de Fourier H(r) a la transformada

bidimensional de Fourier de la función de absorción h(r)

con lo que (7) se reescribe

Es decir, llamando

A la transformada de Fourier respecto a su segundo argumento

de a , se tiene

que permite conocer, a partir de a(n,e) , la transformada de Fourier de la

función de absorción y por tanto esta misma función.

Desde sus orígenes los tomógrafos entonces se ha ido perfeccionando y

aplicando a cada vez más dominios, desde la exploración geológica a los

ensayos no destructivos, pasando por el área más típica que es la biología.

Además de las exploraciones médicas, se ha utilizado en la determinación de

la estructura de virus, con una resolución de 30 Angstrom. En 1982 se

concedió el premio Nobel de química a A. Klug por sus trabajos con esta

técnica.

(8)

(9)

(10)

(11)


J.G.V FTM 2011

Típicamente, en unidades de exploración médica, se dispone una cámara

cilíndrica en la que se acomoda el paciente. Existe una fuente de rayos X, de

intensidad inferior a la utilizada en radiografía y una serie de células sensibles

en el lado opuesto de la cámara, como muestra la figura.

El paciente permanece quieto y el conjunto fuente-sensores gira en torno al

mismo hasta describir una circunferencia (o un sector de ésta), obteniéndose

los datos correspondientes a distintas posiciones angulares. Los datos se

almacenan y procesan en un ordenador (o varios), generando la función

a(n,e) y a partir de ésta, mediante la ecuación (10), la función H(r) y su

inversa de Fourier h(r) , la cual se representa gráficamente, obteniendo las

imágenes bidimensionales buscadas. Este sistema se utiliza ampliamente en

el sistema sanitario nacional.


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Entre las imágenes obtenidas mediante esta técnica se cuentan las siguientes

que representan secciones del cerebro, el pecho, una lumbar y del hígado.

La exploración helicoidal (en vez de circular) produce información

tridimensional que se utiliza hoy para reconstruir la estructura espacial de

sistemas que se incorporan a entornos de realidad virtual, constituyendo este

método el estado del arte de esta técnica.


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TOMOGRAFO GENERAL ELECTRIC DE HNGAI

PARA seguir entendiendo la parte de la física del tomógrafo ahora nos vamos

a introducirnos a una parte muy importante que el teorema de fourier,

Teorema do Corte Central, O teorema do corte central nos permite “construir”

no plano de Fourier, etc.


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ANÁLISIS DE FOURIER

El análisis de Fourier se considera difícil por el nivel de las matemáticas

necesarias para explicarlo. En este programa, se usan medios gráficos para

ilustrar sus aspectos fundamentales, es decir, la aproximación sucesiva

mediante la suma de armónicos, senos y cosenos, a una función dada, por

ejemplo, un pulso cuadrado, o en forma de diente de sierra, etc.

La suposición de ondas armónicas continuas que hemos usado en este

capítulo, no es realista, ya que todos los movimientos ondulatorios están

limitados tanto espacial como temporalmente. Es posible, usando el análisis

de Fourier y la transformada de Fourier describir formas de ondas más

complejas como las que producen los instrumentos musicales.

El análisis de Fourier surgió a partir del intento de su autor por hallar la

solución a un problema práctico de conducción del calor en un anillo de

hierro. Desde el punto de vista matemático, se obtiene una función

discontinua a partir de la combinación de funciones continuas. Esta fue la

atrevida tesis defendida por Fourier ante la Academia Francesa, que motivó

severas objeciones de los matemáticos más importantes de su época como

Lagrange, Laplace, etc.

Descripción

A primera vista, parece que el problema de analizar formas de ondas

complejas representa una tarea formidable. Sin embargo, si la forma de la

onda es periódica, se puede representar con una precisión arbitraria mediante

la superposición de un número suficientemente grande de ondas senoidales

que forman una serie armónica.

Toda función f(t) periódica de periodo P, se puede representar en forma de

una suma infinita de funciones armónicas, es decir,


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donde el periodo P=2p/w, y a0, a1, ...ai ... y b1, b2, .... bi .... son los

denominados coeficientes de Fourier.

Para aplicar el teorema de Fourier a una función periódica dada es necesario

determinar los coeficientes ai y bi.

En el programa, hemos transformado la función periódica de periodo P, en

otra función periódica de periodo 2p, mediante un simple cambio de escala en

el eje t. Escribiendo x=w t, tendremos el periodo P de t convertido en el

periodo 2p de x, y la función f(t) convertida en

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

simple


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donde

Si la función g(x) tiene simetría, algunos de los coeficientes resultan nulos.

· Si g(x) es una función par, g(x)=g(-x), los términos bi son nulos

· Si g(x) es impar g(x)=-g(-x), los coeficientes ai son nulos

Por ejemplo, para el pulso rectangular simétrico de anchura 1, y periodo 2 se

obtienen los siguientes coeficientes.

Actividades

El applet nos permite elegir entre cuatro tipo de funciones discontinuas que

representan pulsos periódicos.

Rectangular

Doble escalón

Diente de sierra simétrico

Diente de sierra antisimétrico

orden a b

0 1

1 0.6366 0

2 0 0

3 -0.2122 0

4 0 0

5 0.1273 0

6 0 0

7 -0.09097 0

8 0 0

9 0.07078 0


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Una vez elegido la función introducimos los parámetros requeridos en los

controles de edición y pulsamos el botón cuyo título da nombre a la función.

En la parte derecha de la ventana del applet se representa la función.

Pulsando sucesivamente en el botón titulado Siguiente >> se representa:

1. En la parte superior, las sucesivas aproximaciones de la función elegida.

2. En la parte central, el armónico actual, en color azul aicos(ix) y en color

rojo bi sen(ix).

3. En la parte inferior, mediante segmentos verticales, la magnitud relativa

de los coeficientes de Fourier, a la izquierda en color azul los

coeficientes ai, y a la derecha en color rojo los coeficientes bi.

Cuanto mayor sea la longitud de estos segmentos mayor es la contribución del

armónico a la síntesis de la función periódica. Se puede observar, que la

longitud de los segmentos disminuye con la frecuencia, es decir a mayor

frecuencia del armónico menor es su contribución.

La separación entre estos segmentos verticales es inversamente proporcional

al periodo de la función, por tanto, para una función aperiódica (periodo

infinito), la envolvente de los extremos de los segmentos verticales define una

curva continua denominada transformada de Fourier. Pulsando en el

botón titulado Anterior<< podemos volver a la aproximación anterior y

compararla con la siguiente.

Ejemplos

Pulso rectangular

El


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pulso rectangular nos permite verificar que una función cuya simetría es par

son nulos los coeficientes bi. Probar el siguiente ejemplo: Periodo 5.0,

Anchura 2.0, Traslación 0.0.

Si trasladamos el pulso rectangular, la función deja de tener simetría, y por

tanto aparecen coeficientes ai y bi. Probar el siguiente ejemplo: Periodo 5.0,

Anchura 2.0, Traslación 0.5.

Pulso doble escalón

El pulso doble escalón nos permite verificar que una función cuya simetría es

impar son nulos los coeficientes ai. Probar el siguiente ejemplo: Periodo 3.0,

Anchura 2.0, Profundidad 1.0.

Si cambiamos la profundidad del escalón derecho, la función deja de tener

simetría, y por tanto aparecen coeficientes ai y bi. Probar el siguiente ejemplo:

Periodo 3.0, Anchura 2.0, Profundidad 0.5.

Pulso diente de sierra simétrico


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Ejemplo: Periodo=4.0. Observar que basta los primeros armónicos para

aproximar bastante bien la curva.

AHORA teniendo una base se podrá entender los siguientes puntos:

a) Integral de Fourier

b) Forma compleja de la transformada de Fourier

Gracias al teorema de Fourier, desarrollado por el matemático francés

Fourier (1807-1822) y completado por el matemático alemán Dirichlet (1829),

es posible demostrar que toda función periódica continua, con un número

finito de máximos y mínimos en cualquier período, puede desarrollarse en

una única serie trigonométrica uniformemente convergente a dicha función,

llamada serie de Fourier.

Ejemplo: Periodo=1.0.

Observar que se

necesitan muchos

armónicos para

aproximar la serie a la

función periódica.


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Fig. 1 Ejemplo de vibración periódica

En concreto, suponiendo que la función x(t) de la Fig. 1 tuviera un período T,

es decir, que se repitiera transcurrido el tiempo T tal que x(t) = x(t+T), para

todo t, dicha función puede desarrollarse en una serie de la forma

1)

Las funciones y representan funciones

armónicas simples de frecuencia

(2)

por lo tanto, la serie anterior puede interpretarse como la suma de infinitas

ondas armónicas simples de amplitudes dadas por ak para las coseno y bk

para las seno, y con frecuencias .

Las amplitudes ak y bk reciben el nombre de coeficientes de Fourier y pueden

obtenerse evaluando las integrales

El coeficiente a0 corresponde al valor medio de la función en el período T, es

decir,


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y puede hacerse cero si se escoge adecuadamente el cero del eje x, de modo

que coincida con la media de x, a lo largo de su período T. Entonces, a0 =

<xT> = 0, tal como se muestra en la Fig. 1

En la Fig. 2 se muestra la representación gráfica de cada uno de los

coeficientes de Fourier para una hipotética vibración x(t). Representamos en

dos cuadros distintos los conjuntos {ak} y {bk} que definen el eje de ordenadas

de cada cuadro. El eje de abscisas es el mismo en los dos y queda definido por

la frecuencia wk de cada una de las ondas armónicas simples. Hay que prestar

atención al hecho de que el eje de frecuencias es discreto, y que su unidad de

escala viene dada por

y por lo tanto, cuanto mayor sea el período T, menor será el espacio entre las

frecuencias y por consiguiente será mayor la resolución frecuencial que

podamos obtener.

Fig. 2 Representación gráfica de los coeficientes de Fourier.


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a) Integral de Fourier

El análisis anterior sirve para funciones periódicas infinitas y en la práctica,

estas nunca existen. Para avanzar en el desarrollo de la teoría del análisis de

Fourier, debemos plantearnos el caso de una vibración cuyo período T sea ,

lo cual equivale a decir que la vibración no tenga período.

En el caso límite de que T , los coeficientes se solaparán, puesto que

según (7), . Entonces, los coeficientes de Fourier discretos {ak} y {bk}

se transforman en las funciones continuas A(w) y B(w). Dichas funciones

pasan a denominarse las componentes de la transformada de Fourier de x(t)

y quedan definidas por las integrales

Por otra parte, la serie de Fourier (1) se convertirá en la integral de Fourier o

también llamada transformada inversa de Fourier, dada por

Puesto que x(t) ya no es periódica, la condición para que se cumplan (9) y (10)

es que

lo que viene a expresar el hecho de que aunque x(t) esté definida en el rango

(-, +), tiene que tener una 'vida' limitada, es decir, que x(t) = 0 cuando t =

± .


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En resumen, una integral de Fourier puede ser considerada como el limite

formal de una serie de Fourier cuando el período tiende a infinito, lo cual

permite el tratamiento de funciones no-periódicas o aleatorias.

b) Forma compleja de la transformada de Fourier

Por razones de utilidad es conveniente agrupar las dos funciones reales de (9),

mediante una función compleja. Teniendo en cuenta que

podemos definir la función compleja donde es la parte real y es la

parte imaginaria de ,obteniéndose la expresión equivalente a (9)

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

Del mismo modo, la expresión de x(t) dada en (10), puede ser evaluada en

términos de la función compleja , lo que nos da la forma compleja de la

transformada inversa de Fourier

La información contenida en x(t) es la misma que en , solo que expuesta

desde una perspectiva diferente. En x(t) representamos la información en su

dimensión temporal, mientras que en se representa la misma

información en su dimensión frecuencial. Es como si, de un mismo objeto,

pudiéramos obtener dos puntos de vista distintos de tal modo que se pusieran

de relieve propiedades distintas del mismo desde cada una de las

perspectivas.


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• Transformada de Fourier en medicina

• F(x, y, z): función de densidad 3D del órgano interno

• Proyección: imagen de rayos X del órgano

• Slice: proyección de la Transformada de Fourier de la función de

densidad f

• Los slices se interpolan para construir la transformada completa

• La transformada de Fourier inversa se usa para obtener la densidad 3D

del objeto.

FOURIER Jean Baptiste Joseph (1768-1830)

Matemático francés nacido en Auxerre y fallecido en París. Fue preparado

para sacerdote, pero se empeñó en llegar a oficial de artillería, acompañando

a Napoleón a Egipto, de manera que pudiera aplicar las matemáticas. En 1801

a su regreso de Egipto, empezó a ocuparse de lleno de la ciencia. El problema

que más le interesaba era el del modo en que el calor fluía de un punto a otro

a través de un objeto en particular. Fourier recopiló todo su ingenio

matemático y descubrió lo que hoy se conoce como teorema de Fourier. Según

este, cualquier oscilación periódica, por complicada que sea, se puede

descomponer en serie de movimientos ondulatorios simples y regulares, la

suma de los cuales es la variación periódica compleja original. Es decir se

puede expresar como una serie matemática en la cual los términos son

funciones trigonométricas. El teorema de Fourier tiene muchas aplicaciones;

puede ser utilizado en el estudio del sonido y de la luz y desde luego en

cualquier fenómeno ondulatorio. El estudio matemático de tales fenómenos,

basado en el teorema de Fourier se llama análisis armónico.


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B. PRINCIPIO DE HOUNSFIELD:

El coeficiente de atenuación lineal, expresa la atenuación que sufre un haz de

rayos X, al atravesar una determinada longitud de una sustancia dada; este

coeficiente es específico de cada sustancia o materia. Para un rayo X

monoenergético (compuesto por una sola longitud de onda), que atraviesa un

trozo uniforme de material, la atenuación que sufre se expresa de la siguiente

manera:

IOut = IIn . ĕ -(µ . l) …………….(2)

Donde: IOut es la intensidad del rayo X luego de atravesar el material, IIn es la

intensidad del rayo X incidente, μ es el coeficiente de atenuación lineal del

material, L es la distancia recorrida por el rayo X en el material. Si, como

ocurre en el cuerpo humano, el haz de rayos X pasa a través de materiales de

distintos coeficientes de atenuación, podemos considerar al cuerpo como

compuesto por un gran número de elementos de igual tamaño, de largo w,

cada uno de los cuales posee un coeficiente de absorción constante. Estos

coeficientes de atenuación están indicados como μ1, μ2, ..., μn. Entonces, la

ecuación (2) queda:

(μ1 + μ2 + …....+ μn ) . w = ln [IIn / IOut] ...... (3)

En la ecuación 3, se muestra que el logaritmo natural, de la atenuación total, a

lo largo de un rayo particular, es proporcional a la suma de los coeficientes de

atenuación, de todos los elementos que el rayo atraviesa. Para determinar la

atenuación de cada elemento, debe obtenerse un gran número de mediciones

desde distintas direcciones, generando un sistema de ecuaciones múltiples.

Presentación de la imagen, Números TC.

El resultado final de la reconstrucción por la computadora, es una matriz de

números, que no es conveniente para su visualización en pantalla, por lo que

un procesador se encarga de asignar a cada número o rango de números, un

tono gris adecuado. Los valores numéricos de la imagen de tomografía

computada, están relacionados con los coeficientes de atenuación, debido a

que la disminución que sufre el haz de rayos X, al atravesar un objeto,


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depende de los coeficientes de atenuación lineales locales del objeto. La

fórmula que relaciona los números TC con los coeficientes de atenuación es:

TC = (μmaterial - μagua ) . E……….. (3)

k

Donde E representa la energía efectiva del haz de rayos X, μmaterial y μagua son

los coeficientes lineales de atenuación del material en estudio y del agua

respectivamente y K es una constante que depende del diseño del equipo.

Universalmente se ha adoptado la escala Hounsfield (ver tabla I), la cual

comienza por asignar el valor cero al agua y el -1000 al aire.


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TABLA I ESCALA DE HOUNSFIELD

Material o Sustancia

Número TC

Hueso Compacto

1000

800 600 400 200 Sangre coagulada

56-76

Sustancia cerebral gris

36-46

Sustancia cerebral blanca

22-32

Sangre 12 Agua 0 Grasa -100 -200 -400 -600 -800 Aire -1000


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DENSIDAD Y ESCALA DE GRISES UNIDADES TC (HOUNSFIELD)

HU = (µ objeto - µ agua) X 1000

µ agua

Una gran ventaja que ofrece la TAC para la visualización de la imagen en

pantalla, es la posibilidad de seleccionar un pequeño rango de números TC,

para ser representados en toda la escala de grises. Esta función, llamada

ventana, permite diferenciar con gran claridad estructuras que poseen una

pequeña diferencia de números CT, ya que al asignar toda la escala de grises a

un estrecho rango de números, se logra un gran contraste entre ellos.


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Principio de funcionamiento de una manera simplificada.

El aparato de TAC emite un haz muy fino de rayos X. Este haz incide sobre el

objeto que se estudia y parte de la radiación del haz lo atraviesa. La radiación

que no ha sido absorbida por el objeto, en forma de espectro, es recogida por

los detectores. Luego el emisor del haz, que tenía una orientación

determinada, (por ejemplo, estrictamente vertical a 90º) cambia su

orientación (por ejemplo, haz oblicuo a 95º). Este espectro también es

recogido por los detectores. El ordenador 'suma' las imágenes,

promediándolas. Nuevamente, el emisor cambia su orientación (según el

ejemplo, unos 100º de inclinación). Los detectores recogen este nuevo

espectro, lo 'suman' a los anteriores y 'promedian' los datos. Esto se repite

hasta que el tubo de rayos y los detectores han dado una vuelta completa,

momento en el que se dispone de una imagen tomográfica definitiva y fiable.

Para comprender qué hace el ordenador con los datos que recibe lo mejor es

examinar el diagrama que se aprecia líneas abajo.

La figura '1' representa el resultado

en imagen de una sola incidencia o

proyección (vertical, a 90º). Se trata

de una representación esquemática

de un miembro, por ejemplo un

muslo. El color negro representa una

densidad elevada, la del hueso. El

color gris representa una densidad

media, los tejidos blandos

(músculos). El hueso, aquí, deja una

zona de 'sombra'. Los músculos, una

zona de 'penumbra'.

La figura '2' también representa el

resultado en imagen de una sola

incidencia o proyección, pero con un

ángulo diferente (horizontal, a 180º).


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Una vez que ha sido reconstruido el primer corte, la mesa donde el objeto

reposa avanza (o retrocede) una unidad de medida (hasta menos de un

milímetro) y el ciclo vuelve a empezar. Así se obtiene un segundo corte (es

decir, una segunda imagen tomográfica) que corresponde a un plano situado

a una unidad de medida del corte anterior.

A partir de todas esas imágenes transversales (axiales) un computador

reconstruye una imagen bidimensional que permite ver secciones de la pierna

(o el objeto de estudio) desde cualquier ángulo. Los equipos modernos

permiten incluso hacer reconstrucciones tridimensionales. Estas

reconstrucciones son muy útiles en determinadas circunstancias, pero no se

emplean en todos los estudios, como podría parecer. Esto es así debido a que

el manejo de imágenes tridimensionales no deja de tener sus inconvenientes.

Figura '3' muestra qué hace el

ordenador con las dos imágenes. Aquí la

zona de sombra ya está limitada al

centro de la figura, pero la imagen

presenta unos perfiles muy diferentes al

objeto que se estudia (un cuadrado en

vez de un círculo).

En la figura '4' el ordenador

dispone de datos de cuatro

incidencias: 45º, 90º, 135º y 180º.

Los perfiles de la imagen son

octogonales, lo que la aproximan

mucho más a los contornos

circulares del objeto real.


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Un ejemplo de imagen tridimensional es la imagen 'real'. Como casi todos los

cuerpos son opacos, la interposición de casi cualquier cuerpo entre el

observador y el objeto que se desea examinar hace que la visión de éste se vea

obstaculizada. La representación de las imágenes tridimensionales sería inútil

si no fuera posible lograr que cualquier tipo de densidad que se elija no se vea

representada, con lo que determinados tejidos se comportan como

transparentes. Aún así, para ver completamente un órgano determinado es

necesario mirarlo desde diversos ángulos o hacer girar la imagen. Pero

incluso entonces veríamos su superficie, no su interior. Para ver su interior

debemos hacerlo a través de una imagen de corte asociada al volumen y aún

así parte del interior no siempre sería visible. Por esa razón, en general, es

más útil estudiar una a una todas las imágenes consecutivas de una secuencia

de cortes que recurrir a reconstrucciones en bloque de volúmenes, aunque a

primera vista sean más espectaculares

MÉTODO PARA LA OBTENCIÓN DE LAS

CARACTERÍSTICAS DE LOS FILTROS DE FORMA DE

EQUIPOS DE TOMOGRAFÍA COMPUTARIZADA A

PARTIR DE MEDIDAS DE ATENUACIÓN RELATIVA

Si se quiere estudiar la influencia de los filtros de forma de los que disponen

los equipos de tomografía computarizada (TC), no siempre resulta fácil

obtener información suficientemente precisa sobre su composición y forma

geométrica. En el presente trabajo se propone un método relativamente

simple para conocer las características geométricas de estos filtros a partir de

las medidas de atenuación relativa con una cámara de ionización. Con los

valores de atenuación relativa obtenidos experimentalmente para dos filtros

diferentes, de cabeza y de cuerpo, de los que dispone un escáner de TC, se han

calculado las respectivas regresiones polinómicas. A partir de estas funciones

analíticas se han estimado los valores del espesor del filtro de forma que

atraviesa el haz de fotones para cada ángulo de emisión y se han obtenido las

dimensiones físicas de los filtros considerados.

Introducción y objetivos

Para calcular los valores de diferentes magnitudes asociadas con la dosis o

con características de la imagen en radiodiagnóstico es frecuente realizar

simulaciones, bien basadas en el método de Montecarlo, o combinadas a


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veces con cálculos deterministas y analíticos 1,2. En el caso particular de la

tomografía computarizada (TC), para realizar una simulación precisa de los

procesos de interacción del haz de fotones conviene tener en consideración,

tanto las características que definen la geometría intrínseca del haz (tamaño

efectivo del foco, distancia foco- isocentro, filtración primaria, filtro de forma

y la anchura del haz), como los parámetros relacionados con el protocolo de

adquisición de datos empleado en cada caso (el campo de visión, la

colimación y sobreirradiación (overbeaming), el factor de paso, la extensión

del examen y las rotaciones extra (overranging)), la atenuación de la mesa de

exploración y la distribución espectral de los rayos X 3-5. La mayoría de estos

parámetros pueden obtenerse con relativa facilidad de la bibliografía

publicada o de los manuales en los que se describen las especificaciones

técnicas de los equipos estudiados. Sin embargo, hay otros, como el nº de

rotaciones adicionales del tubo s0n necesarias para interpolar en los bordes

del área explorada o las características físicas de los llamados filtros de forma,

para los cuales no resulta fácil obtener información precisa, aunque se solicite

directamente al fabricante o se utilicen métodos invasivos para acceder

físicamente a los mismos. Los filtros de forma ("shaping filters") son unos

objetos de material absorbente, de espesor pequeño en el centro del haz y

creciente hacia los extremos, con simetría respecto al eje del haz en el plano

axial que se interponen en el haz a una pequeña distancia del tubo. Su

finalidad principal es compensar las diferencias en los espesores atravesados

en una sección del paciente, que son mayores en el centro que en la periferia,

para asegurar que la intensidad del haz de radiación que llega a los detectores

sea uniforme. Además, la utilización de estos filtros reduce las dosis recibidas

por el paciente y el ruido de las imágenes.

En el presente trabajo se propone un método relativamente simple para

conocer, a partir de medidas de atenuación, las características geométricas de

los diferentes filtros de forma (para exámenes de cabeza y de cuerpo) de los

que se dispone en un escáner de TC. Esta metodología, que en nuestro trabajo

se ha aplicado a un equipo concreto, en principio podría ser aplicable a otros

equipos de cualquier marca y modelo.

Material y método

La metodología seguida ha consistido en esencia en la realización de medidas

dosimétricas en diferentes direcciones angulares del haz para obtener las

curvas de atenuación relativa. Hemos trabajado con un escáner de TC,

modelo LightSpeed Ultra (GEMS, Milwaukee US). Dicho equipo permite

adquirir simultáneamente hasta 8 secciones en modo secuencial o


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helicoidal y dispone de dos filtros de forma para ser incorporados en las

adquisiciones de datos en exámenes de cabeza (filtro 1) y de cuerpo (filtro 2).

Además, para poder comparar los resultados de ambos filtros con una

referencia básica, hemos podido trabajar sin utilizar ningún filtro de forma

(filtro 0). Las medidas dosimétricas se han realizado con una cámara tipo

"lápiz" 20x5-3CT de 10 cm de longitud activa asociada con un electrómetro

monitor 2026 (Radcal, Monrovia US).

Las medidas de dosis se han realizado según el esquema de la fig.1. Para

eliminar la rotación del tubo se ha fijado éste en una posición lateral (90º) lo

que nos ha permitido medir desplazando la cámara a lo largo del eje Y desde

el isocentro del "gantry" hasta cubrir completamente la máxima apertura del

haz.

Se ha realizado una serie de medidas en 38 posiciones para cada uno de los

filtros (0, 1 y 2), con desplazamientos menores cerca del isocentro y del orden

de 1 cm en el extremo opuesto6. Para realizar las medidas en las diferentes

posiciones, se ha fijado la cámara a un soporte solidario con la mesa de

exploración. El desplazamiento vertical indexado de la mesa ha permitido

posicionar la cámara en los puntos deseados. Las condiciones de irradiación

(120 kV, 100 mAs, colimación total 10 mm (4 x 2,5 mm), foco fino de 0,7 mm

x 0,6 mm, campo de visión, SFOV, de 50,4 cm) se han mantenido constantes

en todas las exposiciones. Como información adicional, el tubo se fijó

utilizando un protocolo de servicio, con la ayuda del personal del servicio

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


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técnico. Los valores dosimétricos medidos para el filtro de cabeza, D1, y para

el filtro de cuerpo, D2, se han normalizado respecto a los medidos en ausencia

de filtro de forma, D0. De este modo, se elimina la influencia de la distancia

foco-cámara de ionización, que varía a lo largo del eje Y. Para simplificar el

cálculo, después de verificar la simetría de los filtros de forma alrededor del

eje central de irradiación, únicamente se han realizado medidas a lo largo del

semieje positivo Y., Así hemos obtenido dos conjuntos (uno para cada filtro de

forma) de 38 valores relativos de dosis en función de su distancia Yi al eje X.

Para cada uno de estos conjuntos se ha realizado un ajuste polinómico que ha

permitido obtener la función que describe la atenuación. Se ha ajustado a

polinomios de octavo grado utilizando un método de mínimos cuadrados

ponderado con la varianza de los resultados de medida. Para ello hemos

usado el paquete Statgraphics Plus 5.1 (Open Land Communications). Dado

que el ángulo sólido subtendido por la cámara es pequeño y que los espesores

de filtro atravesados por los fotones detectados no son demasiado grandes, se

puede suponer que en promedio se cumple la ley de atenuación exponencial

para la energía efectiva del haz. Con esta premisa, se puede estimar el espesor

de filtro G(α) que atraviesan los fotones que llegan a la cámara para cada

ángulo α de emisión como:

(1)

Donde μFiltro es el coeficiente de atenuación lineal, que depende de la

energía del fotón incidente y del material del filtro de forma, y DFiltro/D0

son los valores recalculados del cociente de dosis mediante la función

polinómica de ajuste.

Para realizar los cálculos se ha considerado que el material del filtro de forma

es politetrafluoroetileno (F2CCF2), conocido como teflón, y que la energía

efectiva del haz es de 65 keV7, ya que puede considerarse que está

comprendida en el rango 60 - 70 keV para los valores de α medidos (0º - 25º).

Como información adicional, el valor de capa hemirreductora medida en el

eje del haz ha sido de 7,5 ± 0,3 mm Al. Con todas estas premisas, se ha

"reconstruido" el perfil del filtro de forma a partir de los valores obtenidos de

G(α), teniendo en cuenta que:

(2)


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Donde y, F(y), y G(α) son las distancias consideradas en la fig.1. De este modo

se obtiene numéricamente (aunque también podría obtenerse analíticamente)

el perfil de los filtros de forma mediante la función F(y).

Con el fin de reproducir adecuadamente los efectos que producen los filtros

de forma sobre el haz de fotones, se ha propuesto un método que permite

obtener las características de dichos filtros en un equipo de TC a partir de un

conjunto de medidas de atenuación relativa. La regresión de estos valores a

funciones polinómicas, así como el conocimiento del material del que están

construidos los filtros (si es posible) permiten estimar su grosor para

cualquier ángulo de emisión, obteniendo la información necesaria para

reproducir en un programa de simulación el funcionamiento del equipo TC de

una forma más precisa.

FORMACIÓN DE LA IMAGEN EN TOMOGRAFÍA

COMPUTERIZADA VÍA LA TRANSFORMADA DE RADON

En comparación con la Radiografía y Tomografía convencionales, la

Tomografía Computerizada (TC) consiste, en síntesis, en la sustitución de la

placa radiográfica por unos detectores de radiación. Las señales recogidas por

estos pasan a un ordenador que, mediante un sofisticado proceso de cálculo

matemático, reconstruye los coeficientes de atenuación detectados según la

ley de Lambert en forma de puntos luminosos, proyectándolos en un monitor

de TV. Describimos tal proceso matemático tomando en consideración la

Transformada de Radon, que nos marca la posibilidad de determinar

coeficientes de atenuación (variables puntualmente) a partir de un juego

finito de integrales de línea sobre rectas que intersecten la sección corporal a

estudio. Exponemos además la construcción de la imagen por una unidad de

TC de tercera generación, las mayoritariamente empleadas en nuestro país,

mediante esta técnica. Todo ello hace de la Ingeniería de Sistemas y la

Automatización del proceso de formación y mejora de imagen, hechos

imprescindibles en el diagnóstico médico por TC.


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INTRODUCCIÓN

Consideremos una fuente de rayos X (aunque el método que describimos

puede aplicarse a cualquier otra radiación), y un determinado medio material

sobre el que incide tal radiación. La absorción, según la ley de Lambert, de un

haz de rayos X (RX) en un medio homogéneo es un hecho ya descrito y

conocido de modo cuantitativo. Ahora bien, el problema de cómo determinar

cuantitativamente un coeficiente de absorción variable en un medio

completamente inhomogéneo como es el cuerpo humano es un hecho que ha

recibido escasa atención, llevándonos a importantes aplicaciones en el campo

de la radioterapia, y más en concreto, en TC [1,4].

El problema se formula como sigue: sea D un dominio finito bidimensional en

el que hay un material capaz de absorber radiación que está caracterizado por

un coeficiente lineal de absorción g que varía punto a punto en D y es nulo

fuera de tal dominio. Supongamos que un fino haz monoenergético de RX

atraviesa D a lo largo de una línea recta L. La intensidad del haz incidente en

D es Io y la intensidad del haz emergente en ese dominio es I. Entonces la Ley

de Lambert para el caso de medios inhomogéneos se expresa:

donde el subíndice L en la integral indica que está evaluada a lo largo de la

línea L que intersecta a D, siendo s una medida a lo largo de la línea L. Es

suficiente considerar el problema en dos dimensiones, puesto que

encontrando una solución al mismo, el caso tridimensional se resuelve

tomándolo como una sucesión de capas bidimensionales. Despejando la

integral que en la ec.(1) aparece, logramos el siguiente resultado:

donde ln(Io/I) = fL es la densidad óptica. Tal magnitud es la medida de la

opacidad de una sustancia de espesor dado para los rayos luminosos (RX en

nuestro caso). Caracteriza el debilitamiento de la radiación óptica en las capas


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de diversas sustancias, como es el caso del cuerpo humano. La densidad

óptica es cómoda al realizar cálculos, puesto que cambia unas pocas unidades,

mientras que la magnitud Io/I puede cambiar en varios órdenes para diversas

muestras y diferentes regiones del espectro.

El problema es encontrar g conocidas las integrales Fl para un número finito

de líneas L que intersecten con D (para poder abordar el problema de manera

práctica). Para ello no basta con tomar L en dos direcciones ortogonales, pues

puede darse el caso de que fL = 0 siendo g ≠ 0.

2 FORMULACIÓN DEL PROBLEMA

Dado que el dominio D es finito, podemos considerarlo inscrito en un círculo

al que por simplicidad puede tomarse como de radio unidad.

Establecemos coordenadas polares: (r,θ ), cuyo origen se tomará en el centro

del círculo. Entonces podemos escribir: g=g(r,θ ). La línea L a lo largo de la

cual integramos g puede ser definida por los parámetros (p,φ ) [7], donde p es

la distancia, tomada en perpendicular, desde el origen a la línea L, y φ es el

ángulo que la normal a L forma con el eje X

(Fig.1).


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El dominio de f es el mismo que el dominio de g, es decir el círculo de radio

unidad. La ec.(2) puede escribirse ahora:

Conocidos los g(r,θ ), hallar f (p,φ) constituye la Transformada de Radon

(TR). Nuestro problema estriba entonces en la determinación de una

transformada de Radon inversa ((TR)-1). Podríamos pensar que este

problema forma parte del típico repertorio del siglo XIX. De hecho ya Radon,

en 1917, demostró la posibilidad de la reconstrucción tridimensional de un

objeto a partir de un juego infinito de todas sus proyecciones [6]. La ec.(3) es

una ecuación integral en dos variables, pero puede ser reducida a un juego de

ecuaciones integrales en una variable como seguidamente explicamos.

Supongamos que g es finito, de valor único y continuo, excepto para un

número finito de arcos en el círculo. Bajo estas consideraciones, podemos

desarrollar g en serie de Fourier. Conocidos los coeficientes del desarrollo en

serie de Fourier de una función se conoce ésta y viceversa. Por otro lado,

considerando la contribución df a f (p,φ) proveniente de dos elementos de

arco iguales (ds) de la línea L(p,φ), que se encuentran en lados opuestos del

punto (p,φ) e igualmente espaciados desde el mismo, entonces la función f

cobra el siguiente aspecto [4]:

Con la ec.(4) tenemos escrita la función f en términos de las coordenadas

polares (p,φ) en el círculo unidad, con lo que también puede ser desarrollada

en serie de Fourier [7]:


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donde:

Comparando las ecs.(4) y (5) tenemos el juego de ecuaciones integrales

unidimensionales al que queríamos reducir la ec.(3):

Donde: T (x) cos(n cos 1 x) n = − denota un polinomio de grado n en x

conocido como polinomio de Tschebycheff de primera especie [2].

Evidentemente no emplearemos T x n( ) para x >1. La ec.(7) constituye lo que

llamamos Transformación de Radon-Fourier, pues no es más que una

transcripción de la TR en términos del desarrollo en serie de Fourier de las

funciones f (p,φ) y g(r,θ ) correspondientes. Destaquemos que f p n( ) está

determinada unívocamente por g r n( ) [1], según la ec.(7).

Ahora bien, la ec.(7) nos ofrece los coeficientes fn en función de los gn,

cuando a nosotros nos interesa lo contrario. Por ello requerimos de una

fórmula de inversión con respecto a la última expresión citada, dado que

como ya hemos dicho, conocidos los coeficientes del desarrollo en serie de

Fourier, conocemos la función correspondiente.

3 SOLUCIÓN DE LAS ECUACIONES

Multiplicando ambos miembros de la ec.(7) :


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p=1, se tiene:

Modifiquemos los límites de la integral doble del segundo miembro como se

muestra en la Fig.2, donde lo que hacemos es cambiar el .sentido de

integración.:


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Así la ec.(8) puede escribirse como:

Mediante la regla de Fubini [3] y teniendo en cuenta el resultado de la

integral In(r,z) seguidamente expuesta (simulada mediante el programa

informático Mathematica hasta n=9):

resulta que la ec.(8) se transcribe en:

Ahora derivamos esta expresión con respecto a z (para lo que podemos aplicar

el concepto de primitiva en el primer miembro), y en concreto evaluaremos

tal derivada en z=r, con lo que despejando finalmente g r n( ), resulta para los

mismos:

y puede demostrarse que la fórmula de inversión que constituye la ec.(11)

determina gn de manera única [1].

Quedaría resuelto así nuestro problema de determinar la función g conocidas

las integrales de línea fL , tal y como se recoge de modo esquemático en la

Fig.3, de acuerdo al proceso de cálculo que hemos venido describiendo.


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Figura 3: Esquema del proceso de cálculo.

La validez de este método de cálculo está acreditada sobradamente por el

funcionamiento de las unidades de TC existentes. La diferencia operacional

entre dichas unidades consiste en síntesis en el diferente algoritmo de cálculo

que lleva incorporado cada una de ellas sobre la base del método descrito.


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4 CONSTRUCCIÓN DE LA IMAGEN

Una vez establecido el proceso matemático que nos lleva a determinar el

coeficiente de absorción g, es hora de preguntarnos cómo opera la unidad de

TC para establecer dicha función g y así construir la imagen que puede

visualizarse en el monitor de TV.

Tengamos en cuenta que empleamos como modelo de referencia un escáner

de tercera generación [9], como ocurre con las dos unidades existentes en el

H.C.U. (Hospital Clínico Universitario) de Valladolid (Fig.4).

Figura 4: A: Escáner de tercera generación. B: Sección que muestra el giro del

sistema fuente detectores alrededor del paciente en tal escáner.

Para obtener datos que pueda procesar el ordenador, suponemos el objeto o

paciente (que se tomará como una distribución bidimensional del coeficiente

lineal de atenuación para cada sección anatómica), fijado a una referencia

cartesiana (x, y) adecuadamente centrada en el mismo. La recta que une los

extremos del conjunto de detectores puede ser transladada al origen de

coordenadas y constituir un eje x., integrante de un segundo sistema

cartesiano (x., y.). Los datos de exposición se refieren a x. y el ángulo α nos

marca la rotación en cada pulso de radiación emitida (Fig.5).


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La radiación procedente del tubo de RX en una unidad de TC es pulsada. Se

emite un pulso de la misma por cada proyección de rayos requerida para dar

lugar a una imagen formada por una matriz n ﾗ n. Si la radiación fuese

continua tendríamos entonces más proyecciones de las debidas. Asimismo,

mediante la radiación pulsada el paciente recibe sólo la dosis de radiación

necesaria para llevar a cabo la exploración correspondiente y se alarga la vida

del tubo.

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


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Así vamos obteniendo los valores de las integrales f (0,α ) para todas las

posibles líneas L(0,α ) que puedan considerarse, una por cada pulso de

radiación. Este valor es el que registran los detectores de radiación y nos

marca la densidad óptica para cada rotaciónα , parcial con respecto al giro

total de 180º o 360º del conjunto tubo-detectores en el interior del gantry

(carcasa donde se inserta al paciente). El orden en que son tomados los datos

de proyección, no sería relevante.

Es ahora cuando el ordenador, siguiendo el esquema de cálculo desarrollado

en el presente artículo, y mediante algoritmos que son secreto de las

compañías encargadas de la fabricación y mantenimiento de cada unidad de

TC, pero fundados en el proceso matemático descrito, determina los valores

del coeficiente de absorción variable g(x,y) dado en la ec.(12). Mediante un

sencillo cambio a coordenadas polares, tenemos los g(r,θ ) a determinar de la

ec.(3).

El mecanismo destinado a determinar g a través de las integrales f (0,α )

descritas es equivalente a la consideración estándar que para la

determinación de los coeficientes lineales de atenuación se ofrece en la

literatura sobre el tema [9], es decir, tomar nuestra zona a estudio dividida en

voxels, donde a cada uno de ellos se le asigna un valor del coeficiente de

absorción, que denotaremos comoμn , a través de un grupo de ecuaciones

lineales simultáneas de la forma:

donde: n=1,....,N indica el número de voxels y los a x n(α, ‟) son coeficientes

reales. Ese valor de μn es luego a su vez transcrito al pixel del voxel

correspondiente. La mejor solución a estas ecuaciones se obtiene por vía

iterativa. Varias técnicas han sido empleadas [8], con nombres como: ART

(Algebraic Reconstruction Technique, o Técnicas de Reconstrucción

Algebraica), SIRT (Simultaneous Iterative Reconstruction Techniques, o

Técnicas de Reconstrucción Iterativas Simultáneas) e ILST (Iterative Low

Square Techniques, o Técnicas Iterativas de Mínimos Cuadrados), que

difieren en el factor de corrección.


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Una vez obtenidos los valores de los coeficientes de absorción g, se

transforman en una escala de grises o colores de acuerdo a su valor numérico

y a la ventana seleccionada [10], tras lo cual la imagen de la zona a estudio

puede ser visualizada en el monitor de TV. Según el método de cálculo

expuesto en el presente artículo, para cada pixel, g r n ( ,θ ) = μ , será la media

de todos los valores puntuales del coeficiente de atenuación existentes en el

mismo.

Por otra parte, sabemos que existen dos tipos de unidades de TC en cuanto al

modo de examinar el volumen anatómico a estudio se refiere: axial y

helicoidal [4].

En el escáner axial la imagen de una sección corporal está constituida por

una rotación completa del sistema fuente-detectores según la adquisición de

datos establecida mediante la Fig.5 y siguiendo el proceso matemático de

cálculo que hemos venido elaborando. En el escáner helicoidal la imagen de

una sección corporal viene dada por la interpolación entre puntos

pertenecientes a dos pasos de hélice consecutivos [5] (de acuerdo a la

geometría helicoidal de adquisición de datos), donde cada uno de esos pasos

de hélice ha sido construido y procesado como hemos descrito.


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Ejemplos de imágenes tomadas por la unidad del H.C.U expuesta en el

presente artículo, se muestran en la Fig.6.

Figura 6: A: Imágenes transaxiales. B: Imágenes coronal (izqda.) y sagital

(dcha.). C: Imagen craneal 3D en escala de grises. Todas tomadas con la

unidad TAC helicoidal del H.C.U de Valladolid.


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5 CONCLUSIONES

Queda expuesto el método matemático que subyace en todos los procesos de

algoritmización para la formación de imagen en TC. Posteriormente se

particulariza para cada casa comercial fabricante de estas unidades de

adquisición de imagen, que nunca éstas suministran, y que está en función de

los componentes y tecnología empleados. La validez de este poderoso método

de cálculo, aparentemente inaccesible en las expresiones que de él se van

obteniendo, es realmente de una gran simplicidad conceptual y basado en

pasos bien definidos (Fig.3). Su aplicación está sobradamente acreditada en el

correcto funcionamiento y visualización de la imagen en las unidades al uso.

Su permanente adaptación y validez a las nuevas tecnologías referentes al

proceso de formación de imagen en TC, en sus dos modos de adquisición de

imagen (axial y helicoidal), hacen de él un referente ineludible del que pueden

derivarse nuevos procesos de algoritmización para técnicas que requieren una

cada vez más rápida y perfecta imagen. Un claro ejemplo de la involucración y

necesidad de la Ingeniería en el proceso diagnóstico médico por imagen.


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Historia de la física de la tomografía

• J. RADON.- matemático austríaco demostró en 1917 que los objetos de dos

y tres dimensiones podían ser reproducidos a partir de infinitas proyecciones.

• BRACEWELL.- en 1956 construyó un mapa solar a partir de rayos

proyectados.

• OLDENDORF (1961) y CORMARK (1963).- construyeron modelos de

laboratorio de escáneres.

• KUHL y EDWARDS.- construyeron en 1968 un escáner para medicina

nuclear.

• En 1972 G N HOUNSFIELD presentó una nueva técnica de imagen

denominada Computerized axial transverse scanning.

• A HOUNSFIELD se le concedió el premio Nobel de Medicina en 1979,

compartido con el doctor A. M. CORMACK.

Coeficientes de atenuación.

Reconstrucción a partir de proyecciones


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Reconstrucción a partir de proyecciones


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FUNDAMENTOS DE TOMOGRAFIA AXIAL COMPUTARIZADA

La imágen se crea midiendo la atenuación de una haz de rayos X que

atreviesan el objeto.

Proceso de síntesis es bastante complejo: imprescindible el uso de poderosas

computadoras.

Principio: Los materiales mas densos (huesos y tumores) absorben más

fotones que los músculos blandos y la piel.

Detectores: miden el número de fotones que pasan a través del cuerpo y se

determina que fracción del haz incidente ha sido atenuado por absorción.


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Densidad promedio: determinada al comparar las intensidades incidente y

transmitida del rayo.

Imagen tomográfica: representa las variaciones del coeficiente de atenuación

μque es proporcional a la densidad en cada punto.

Detectores situados posteriormente al objeto; miden la atenuación promedio

a lo largo de la trayectoria del haz de fotones: retroproyección. Se asume

densidad homogénea en toda la trayectoria de cada detector.

HACES INCIDENTE Y TRANSMITIDO

Io es constante (puede controlarse) e ITes la intensidad de la radiación que

puede medirse con los detectores.

La variable pLes la proyección de la función de atenuación, para la trayectoria

L.

pLse mide con los detectores de radiación.

Como no es posible conocer la distribución de μ(x,y) a partir del valor medido

de pL, se asume, en principio, que en la trayectoria L, el valor de μ(x,y) es


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constante. Esto equivale a retroproyectar la lectura de pLy distribuirla

uniformemente a lo largo de dicha trayectoria.

FUNDAMENTOS DE RETROPROYECCION

Reconstrucción de una imagen de M x N pixeles (incognitas), requiere hacer

M x N mediciones que proporcionen igual número de datos, para solucionar

las M x N ecuaciones.

Los datos son obtenidos de las mediciones de la radiación que atraviesa el

cuerpo.

Número de detectores es menor que el número de datos necesarios (M x N)

Solución: rotar el conjunto fuente-detectores alrededor del paciente para

obtener mas datos.

Es posible usar las lecturas de todas las trayectorias para crear un mapa

aproximado de la densidad del objeto.


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RETROPROYECCION FILTRADA

Los datos se obtienen rotando el sistema, por ello es mejor trabajar en el

sistema de coordenadas polar.

Cada punto (x,y) tiene un equivalente (θ,t) en el sistema (t,s).

El sistema (t,s) se forma al rotar el sistema (x,y) un angulo θ.

Las coordenadas quedan definidas por el jacobiano de rotación:


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La

expre

sión


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

teniendo en cuenta que:


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Al resultado anterior se le conoce como Teorema de la Rebanada de Fourier y

proporciona un mecanismo para determinar la densidad, mediante la

determinación de μ(x,y).

Si el ángulo θse hace variable (moviendo el sistema fuente-detectores),

entonces por el teorema de la rebanada es posible completar con los datos que

se obtienen, la TF-2D de μ(x,y).


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Entonces, la imagen de μ(x,y) podría generarse al tomar la Transformada

Inversa de Fourier bi-dimensional (TIF-2D), en el sistema de coordenadas

polares (θ, ρ):


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Consideraciones y limitaciones:

La primera integral debe ser tomada únicamente de 0 a πdebido a que la

información contenida entre πy 2πes redundante con la primera.

La imágen en el dominio de Fourier se completa con un sistema de

coordenadas polares. Cada retroproyección pasa por el punto (0,0), por lo que

existe mucha información en el centro de la misma (bajas frecuencias)

mientras que en el exterior (altas frecuencias), la información estámuy

dispersa.

La imágen asíreconstruída de μ(x,y), al tomar la TIF-2D directamente de

P(θ,ρ) es bastante distorsionada.

Para salvar este problema, es necesario introducir una función B(ρ) que

realice el filtrado de la imagen formada por las retroproyecciones P(θ,ρ), con

la finalidad de compensar la mala distribución de información en frecuencias:

C(θ,ρ) se encuentra en el dominio de frecuencias y se le conoce como “función

de retroproyección filtrada”.�De acuerdo a lo anterior, la imagen μ(x,y)

puede ser recuperada con mayor calidad, si se aplica la siguiente integral:


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Se observa que, para valores bajos de ρ(bajas frecuencias), se disminuye la

influencia de la información de P(θ,ρ), mientras que para altos valores de

ρ(altas frecuencias) se incrementa la influencia de P(θ,ρ).


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Esta técnica, uniformiza la influencia de todas las componentes de frecuencia

que contribuyen a la formación de la imágen deseada.

Sin embargo, cualquier filtro que amplifique las altas frecuencias,

necesariamente aumenta la influencia de ruido en la imágen.

El filtro rampa es el que mayor contribución de ruido presenta, por lo que

tiene la menor relación señal/ruido de todos ellos.


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FUNCIONAMIENTO BÁSICO DEL TOMOGRAFO

Básicamente, el tomógrafo está compuesto por un tubo de rayos X y un

detector de radiaciones que mide la intensidad del rayo, luego que atraviesa el

objeto en estudio. Conocida la intensidad emitida y la recibida, se puede

calcular la atenuación o porción de energía absorbida, que será proporcional a

la densidad atravesada. Dividiendo el plano a estudiar en una serie de celdas

de igual altura que el haz y el resto de las dimensiones elegidas de forma

adecuada para completar el plano, la atenuación del haz será la suma de la

atenuación de cada celda. Calculando la atenuación de cada celda se conocerá

su densidad, permitiendo reconstruir un mapa del plano de estudio,

asignando a cada densidad un nivel de gris. Las imágenes guardadas en disco,

luego de procesadas, pueden mostrarse en pantalla.


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TEORÍA DE FUNCIONAMIENTO DE LA CT

La PDU (unidad de distribución de energía) alimenta al sistema y el

suministro pasa de la PDU al estativo y a la consola, que aloja los

componentes generadores de los rayos X.

El generador produce un alto voltaje hacia el tubo de rayos X. El alto voltaje

impulsa a los electrones desde el filamento del tubo de rayos X hasta el ánodo,

de forma que se produce calor y la radiación X.

La capacidad calorífica y de disipación del tubo de rayos X determinan la

frecuencia y la duración de las exposiciones de CT. Una exposición helicoidal

o de Cine puede durar hasta 60 s, y una axial entre 0,4 y 2,0 s.

El material centelleante del detector absorbe los rayos X que atraviesan al

paciente y genera un nivel de luz correspondiente. El detector convierte los

niveles de luz en una corriente eléctrica.

El DAS (Sistema de adquisición de datos) muestrea cada celda del detector en

las 32 o 64 filas del detector, cerca de 1.000 veces por rotación del estativo,

amplía y cuantifica la corriente existente y envía los datos resultantes al

generador de imagen (IG).

Cada recopilación de muestras completa realizada por el DAS se denomina

una vista. El procesador de reconstrucción organiza las vistas en una matriz

única de valores de píxel, llamada imagen. El procesador de visualización

realiza una copia de los datos de la matriz digital, la convierte en tonos de gris

de un monitor de televisión y la envía para la visualización al monitor CRT o

LCD. El monitor CRT se encuentra en la OC (Consola del operador), que

controla a la computadora, los rayos X y el movimiento del tablero.

CONSTRUCCIÓN DE LA IMAGEN TOMOGRAFICO

Aunque la imagen obtenida en la pantalla del ordenador es bidimensional

corresponde en la realidad a un volumen. El soporte donde se crea la imagen

es una MATRIZ, es un concepto abstracto y matemático.


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Esta matriz no se ve, se ve solo la imagen. La matriz es una rejilla cuadrada

compuesta de un número variable de cuadraditos, cada cuadradito recibe el

nombre de PIXEL.

Como la imagen obtenida es una representación bidimensional de un cierto

volumen de tejido, esta matriz no es plana si no que tiene un grosor, pues bien

a este grosor se le denomina grosor de corte.

El tubo de Rx gira alrededor del paciente y da una información a los

detectores, estos datos hay que ordenarlos para crear la imagen, pues donde

el ordenador plasma el resultado es en la matriz.

Ahora nos fijaremos en un solo pixel, como si lo sacáramos de la matriz,

vemos que el pixel tiene un grosor (grosor de corte) pues al pixel + el grosor

de corte se le denomina VOXEL.


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GRAFICA REPRESENTACIONAL

La Matriz

Numero de puntos (pixels) que en la reconstruccion dara una imagem

contendra (3402, 5122,7682,10242)

Cuanto menor sea la matriz, menos espacio de adquicicion de imagen mas

rápida la reconstruccion, por ende menos número de pixels ,menor a calidade

de imagem.

Pixe

l

VOXEL


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Matriz de reconstrucción

Es el conjunto de píxeles usados en la reconstrucción de la imagen ordenados

en filas y columnas. La mayoría de los sistemas de imagen digital de RX

ofrecen tamaños de matrices de 512 x 512 o bien de 1.024 x 1.024.

A mayor tamaño mayor es la resolución espacial.

Una vez que el ordenador ha obtenido la imagen a cada píxel se le otorga

un valor, gracias a que el ordenador a digitalizado los datos. Este valor

corresponde a la media de atenuación que sufrieron los distintos fotones de

Rx que después de atravesar al paciente llegaron a los detectores y que se

representan en dicho voxel. Es decir el coeficiente de atenuación representado

en un pixel es la media de todos los coeficientes de atenuación que existan en

el volumen del voxel. No se puede representar algo mas pequeño que el voxel.

Dependiendo del tamaño del objeto a representar y el tamaño de la matriz

que vallamos a utilizar, cambiara la resolución espacial de la imagen, la

imagen obtenida. de una estructura geométrica regular con un borde nítidos

puede ser borrosa . El grado de borrosidad de dicha imagen es una medida de

la resolución espacial del sistema.

El ordenador después de computar toda la información, otorga un valor

numérico a cada pixel (que se corresponde con el coeficiente de atenuación),

este número del pixel se corresponde con un color en una escala de grises

que tenemos si hacemos esto con todos los pixel tendremos una amplia gama

de grises capaz de representar cualquier imagen.

Para crear la imagen, como ya hemos dicho, necesitamos saber todos los

coeficientes de atenuación que existen en el volumen del voxel para así hacer

la media de todos ellos.


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RADIODENSIDADES COMO FUNCIONA LA COMPOSICION

En tomografía se representa las lecturas en imágenes de diferentes

densidades como: hiperdensidad, hipodensidad, iso, homo, etc.

Pues bien esto se hace por dos métodos:

1. Método Iterativo: Se utiliza en TC de 1ª generación. El ordenador va

haciendo intentos de sumas en vertical, horizontal y diagonal, hasta que

obtiene la coincidencia de todos los datos. Este método esta hoy en día

en desuso y no podia reconstruir la imagen el ordenador hasta que

tuviera todos los datos.

2. Método Analítico: Tiene varias posibilidades pero la más usada es el

método de retroproyección filtrada (que fue desarrollada

anteriormente). El método analítico se trata de empezar a reconstruir la

imagen según se van recibiendo los datos, así se crea una imagen

unidimensional y se representa a continuación en la matriz, esto se

hace sucesivamente con todos los disparos; después de todas las

reconstrucciones se crea finalmente la imagen. Esta imagen es filtrada

mediante un filtro KERNEL, que en realidad lo único que va a

hacer es una superposición de una determinada curva, correspondiente

a una determinada formula matemática (filtro) a la curva obtenida

mediante la adquisición de los datos de los detectores; esto es,

multiplicando el valor obtenido por los detectores por un filtro Kelnel

para así obtener el resultado. Su finalidad es resaltar los datos de la

imagen que puedan tener alguna importancia diagnostica.

hueso

Sulfato

De bário

cerebro

músculo

sangre

hígado

água

lipidos

gordura

aire

radiopaco radiotransparente


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LOS FILTROS EN TOMOGRAFIA

El sistema dispone de distintos filtros de realce de la visualización. Los filtros

de realce de bordes son útiles para fotografiar ventanas óseas, puesto que

definen la imagen.

Los tres niveles de realce de bordes son E1, E2 y E3. E1 aplica el realce más

suave y E3 el más intenso. Al utilizar estos filtros, en la imagen aparece E1, E2

o E3.

El filtro de realce de pulmón se ha concebido especialmente para el

fotografiado de ventanas de pulmón. Si usa este filtro, la imagen queda

anotada con la palabra Luna (Pulmón).

Los tres filtros de suavizado son S1, S2 y S3, que se emplean para fotografiar

ventanas de tejidos blandos y reducir la aparición de ruido en la imagen o en

las áreas de bajo contraste. S1 aplica el suavizado más bajo de los tres y S3 el

mayor. Al utilizarlos, la imagen se anota con S1, S2 o S3.

Los filtros Kernel son formulas matemáticas y hay distintos tipos de filtros,

se seleccionan dependiendo de lo que más nos interese ver. Los filtros más

importantes son:

SHARP: Realza bordes de estructuras de muy distinto coeficiente de

atenuación.

REALCE DE BORDES: Realza la diferencia entre bordes, realza más

la diferencia de contraste entre estructuras de no muy distinto

coeficiente de atenuación.

SUAVIZADO: Lo que hace es disminuir los artefactos debidos la

Ruido estatico, va a limar diferencias.

El sistema dispone de distintos filtros de realce de la visualización. Los filtros

de realce de bordes son útiles para fotografiar ventanas óseas, puesto que

definen la imagen.

Los tres niveles de realce de bordes son E1, E2 y E3. E1 aplica el realce más

suave y E3 el más intenso. Al utilizar estos filtros, en la imagen aparece E1, E2

o E3.

El filtro de realce de pulmón se ha concebido especialmente para el

fotografiado de ventanas de pulmón. Si usa este filtro, la imagen queda

anotada con la palabra Luna (Pulmón).


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Los tres filtros de suavizado son S1, S2 y S3, que se emplean para fotografiar

ventanas de tejidos blandos y reducir la aparición de ruido en la imagen o en

las áreas de bajo contraste. S1 aplica el suavizado más bajo de los tres y S3 el

mayor. Al utilizarlos, la imagen se anota con S1, S2 o S3

¿Qué es el realce de la escala de grises?

El realce de la escala de grises (GSE) es una función de visualización que

modifica la pendiente y la curva gamma de una imagen. Puede utilizarse en

estudios de cabeza para mejorar la interfaz hueso-cerebro, ayudando a

diferenciar la materia gris de la blanca. Los tres niveles de realce de la escala

de grises son G1, G2 y G3. G1 aplica el realce más suave y G3 el más intenso.

Cuando se aplican estos filtros, las imágenes quedan anotadas con G1, G2 o

G3, immediatamente encima de la escala vertical de marcas situada en el

margen derecho de la imagen.

CALIDAD DE IMAGEN EN CT

Como las imágenes de TC están constituidas por valores de píxeles discretos

que se convierten después a formato de película. Existen numerosos

métodos para medir la calidad de imagen . Estos métodos se aplican sobre

cuatro características a las que se asignan magnitudes numéricas: la

resolución espacial, la resolución de contraste, la linearidad y el ruido.

Resolución espacial

Es la capacidad de todo método de imagen, de discriminar imágenes de

objetos pequeños muy cercanos entre si. Depende de :

Tamaño del pixel, a menor tamaño mayor resolución espacial

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

espacial

Algoritmo de recontrucción

Resolución de contraste

La capacidad para distinguir estructuras de diferente densidad, sean cuales

sean su forma y su tamaño, se denomina resolución de contraste. Traduce la

exactitud de los valores de absorción de los Rx por el tejido en cada voxel o

pixel. Depende de:


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Contraste del objeto

Ruido de fondo del equipo(es inherente)

La resolución de contraste suministrada por los escáneres es

considerablemente superior a la de las radiografías convencionales,

principalmente debido a la colimación del haz en abanico, que restringe

drásticamente la presencia de radiación dispersa. Sin embargo, la capacidad

de mejorar los objetos de bajo contraste con un escáner d está limitada por el

tamaño y la uniformidad del objeto y por el ruido del sistema.

Ruido del sistema

La resolución de contraste del sistema no es perfecta. La variación de los

valores de representación de cada pixel sobre un mismo tejido por encima o

por debajo del valor medio se denomina ruido del sistema. Si todos los valores

de píxeles fueran iguales, el ruido del sistema sería cero. Cuanto mayor es la

variación en estos valores, más nivel de ruido acompañará a la producción de

las imágenes en un sistema dado. Es el granulado que existe en la imagen,

puede oscurecer y difuminar los bordes de las estructuras representadas con

la consiguiente perdida de definición. Depende de :

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

Ruidos inherentes al equipo (electrónico, computacional)

El ruido es perceptible en la imagen final por la presencia de grano. Las

imágenes producidas por sistemas de bajo ruido se ven muy lisas, mientras

que en sistemas de niveles de ruido elevados parecen manchadas. Por tanto,

la resolución de objetos de bajo contraste está limitada por el ruido del equipo

de TC.

Linearidad

El escáner de TC debe calibrarse frecuentemente para comprobar que la

imagen de agua corresponda a un número de TC igual a cero, y que otros

tejidos se representen con su valor adecuado.


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CONCEPTO DE VENTANA

Como ya hemos explicado en el apartado anterior (Construcción de la

imagen),el ordenador después de computar toda la información, otorga un

valor numérico a cada pixel (que se corresponde con el coeficiente de

atenuación), este número del pixel se corresponde con un color en una escala

de grises que tenemos si hacemos esto con todos los pixel tendremos una

amplia gama de grises capaz de representar cualquier imagen. Pues bien con

la escala de atenuaciones conocida no había forma de aclararse, hasta que a

una serie de investigadores se les una nueva escala. Esta nueva escala tomó

como referencia el agua. Por ello la nueva unidad habría que aplicar la

fórmula.

HU= (µobjeto - µagua) / µagua X 1000

Esta unidad de absorción se llama Hounsfield o valor de CT.

Tenemos que tener en cuenta que nuestra escala consta de un número

superior a 4.000 unidades HU, y que lo tenemos que representar en escalones

de grises de forma que el más denso (tenga una unidad HU más alta) y se

aproxime al blanco, mientras que el menos denso (unidad HU baja) se

aproxime al negro. Por otro lado, sabemos que el ojo humano no es capaz de

distinguir más de 40 escalones de grises aproximadamente.

Por tanto, nuestro ojo, si ve 100 unidades HU con la misma tonalidad de gris,

creerá que todo lo que está en el rango entre 0 y 100 es de la misma materia,

lo cual es grave; ya que para nuestra vista será lo mismo cartílago, hígado,

intestino, etc.

Afortunadamente existe un truco para que esto no ocurra así. Representar en

escalones de gris, solamente la parte de la escala que nos interesa.

Supongamos que vamos a mostrar en nuestro monitor la parte

correspondiente al rango entre 0 y +80. El gris medio corresponderá al 40;

por encima de 80 todo será blanco y por debajo de 0 todo será negro. Ahora

podemos ver diferencias, entre cada dos unidades (ya que suponemos que

nuestro ojo diferencia cuarenta escalones de gris).

A esta anchura o cantidad de valores HU, las cuales podremos seleccionar

libremente en nuestro escaner, la llamaremos ventana.


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Supongamos que ahora lo que queremos es ver, con nuestra ventana de 80, la

zona de grasa; pues simplemente la trasladamos, de forma que su límite

superior será -20. Todo lo que tenga una HU superior a este valor, será

blanco. El límite inferior será -100 y todo lo que esté por debajo de este valor

será negro.

Este truco de la ventana todavía es algo ambiguo, ya que sólo nos dice qué

cantidad de unidades vamos a ver en escalones de gris, pero no nos dice en

qué zona de nuestra escala está situado.

Introduzcamos otro concepto nuevo, y éste va a ser lo que llamaremos centro

o nivel. Este centro, o lo que es lo mismo el gris medio, nos va a indicar en qué

valor HU se encuentra la mitad de la ventana.

Resumiendo, cuando representamos nuestra imagen en alguna parte del

monitor, vamos a indicar dos valores: la ventana, que nos indicará cuantas

unidades CT representamos, y el centro, que nos dirá en qué parte de la escala

nos encontramos.

Evidentemente se nos pueden presentar dos dudas: ¿Qué ventana es la más

adecuada, para ver una cosa determinada? ¿Qué centro utilizar?


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Contestaremos por orden a estas dos cuestiones: Supongamos un corte

tomográfico del abdomen, con toda la diversidad de atenuaciones que ello

conlleva. Si elegimos una ventana ancha, tendremos una visión generalizada

de todas las estructuras, pero con poco detalle. y si la elegimos estrecha, no

podrá serlo tanto que nos haga evidente el ruido de fondo de la imagen, y nos

impida su diagnóstico. Por otra parte, en estructuras óseas, no podrá ser

pequeña ya que la escala de dichas estructuras es muy amplia. Digamos que

dicho valor será de compromiso entre estas dos consideraciones.

Por supuesto, el centro estará en el valor HU de la estructura que queramos

destacar sobre las demás.

Para hacernos una idea de algunos valores estándar de ventana y centro,

recomendamos leer la siguiente tabla

Región Ventana Centro

Base de Cráneo 240 35

Cerebro 120 35

Abdomen 400 35

Columna Dorso Lumbar 450 40

Orbita 240 35

Pulmón 400 700

Pelvis 450 40

Hígado/Páncreas 350 40

Columna Cervical 350 40

Silla Turca 240 35

Oído Interno 4000 300

Extremidades 350 40

Abdomen Pediátrico 240 35


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FACTORES SELECCIONABLES DE UN TC.

Los valores que se pueden seleccionar en un TC son varios :

1. Campo de medición (FOV): Existen dos tipos de campos el campo

medido y el campo representado.

*El campo medido: es el tamaño de apertura en el gantry, esto es, preparar

los detectores necesarios para hacer la medición, los demás detectores (los

que nos sobran) solo están preparados para recibir densidad aire. Si estos

detectores recibieran Rx aparecerían artefactos por fuera de campo.

*Campo de representación: se refiere a la parte del campo de medición que

va a ser representada por el ordenador en el monitor. Una vez elegido el

campo de medición ahora decidimos si se representa todo o una parte. El

campo de representación debe ser lo más pequeño posible ya que determinara

junto con la matriz el tamaño del pixel.

2. Tamaño de la matriz: Es la cuadricula donde se representa la imagen, su

tamaño viene dado por el número de pixels e influye en la resolución

espacial, a mayor tamaño mayor resolución

3. Grosor de corte: Es la 3ª dimensión en un corte de un TC. Voxel =

tamaño pixel + grosor de corte. Influye en la resolución espacial a

grosor de corte más fino mejor resolución espacial, por el contrario a

cortes más finos mayor nº de cortes, mayor tiempo de reconstrucción,

más ruido, y más calentamiento del tubo de Rx.

4. Tiempo de corte: Es un valor que el técnico debe de valorar según sea el

paciente y el estudio a realizar. Se puede acortar el tiempo de corte si el

barrido del tubo de Rx es incompleto o si la reconstrucción de la

imagen se hace posterior a los cortes y no al mismo tiempo.

5. Kv y mAs: El Kv siempre es alto de 100 Kv a 150 Kv. El mA es lo único

que se modifica en al practica para evitar el ruido a mas mA menor

ruido.

6. Punto focal

7. Algoritmo de reconstrucción: Filtros


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ARTEFATOS EN TOMOGRAFIA

En este capítulo hablaremos de los artefactos que pueden aparecer en una

imagen T .C. y de cómo evitarlo. Estos son parte integrante de nuestro sistema

de exploración (naturaleza de los Rayos-X, física del sistema detector) y de las

estructuras que vamos a encontrar en el cuerpo humano.

El conocimiento de todas estas circunstancias y de cómo anularlas, va a

redundar en la calidad de nuestra exploración.

Sin más preámbulos, vamos a dividir estos artefactos en tres grandes grupos:

A) Por razones físicas.

B) Por movimiento.

C) Por razones técnicas.

A) Artefactos debidos a razones físicas

En este primer grupo vamos a encontrar varias causas por las que pueden

aparecer artefactos, y éstos son:

1) Error por endurecimiento del haz.

2) Error por volumen parcial.

3) Error por inhomogeneidad en el eje z.

1) Error por endurecimiento del haz. Vamos a tratar de describirlo con un

ejemplo gráfico.


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En la proyección 1, la radiación de baja energía es filtrada por el cilindro de

alta densidad B de igual forma que en la proyección 3 es filtrada por C. A

pesar de ser corregido este error por las proyecciones 2 y 4, obtenemos una

zona de falsa baja atenuación en A.

Evidentemente, poco podríamos hacer en contra de este artefacto en cuanto a

modificar algún parámetro en la exploración.

Afortunadamente, en los equipos modernos este problema ha desaparecido

casi en su totalidad. En unos, empleando filtros metálicos a la salida del haz

de formas más o menos sofisticadas; en otros, corrigiendo

matemáticamente la curva de atenuación real a la ideal de un sistema

monocromático.

2) Error por volumen parcial. Está causado por estructuras no homogéneas y

de alta densidad que están parcialmente introducidas en el haz y paralelo al

eje de giro del sistema.

Dos ejemplos típicos de este artefacto lo tenemos en la base de cráneo; entre

los peñascos (barra Hounsfield) unión de artefacto de volumen parcial y

endureci miento del haz; y el otro, las líneas que aparecen desde la cresta

occipital interna sobre el parénquima.

La forma de eliminar este artefacto es reduciendo la apertura del colimador.

3) Error por inhomogeneidad en el eje z. El tercer artefacto se puede dar,

bien porque algún detector esté mínimamente desplazado hacia adelante o

hacia atrás del eje Z, (en toda la corona de detectores no forma en su rotación

un ángulo de 90º con el eje de giro) o bien porque el objeto no es homogéneo

en dicho eje o está formado por estructuras más pequeñas que el grosor del

Corte. El resultado es un emborronamiento de la imagen debido a la

integración con las estructuras adyacentes.

La forma de evitarlo, evidentemente, es reduciendo el grosor del Corte.

B) Artefactos debidos al movimiento

Estos artefactos pueden ser debidos a:

1)Movimiento del paciente.

2) Movimiento del sistema.


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Digamos que el más habitual es el primero; en el segundo poco podremos

hacer, ya que será causado por una avería y habrá que proceder a su

reparación. Para evitar el artefacto de movimiento, se podrán utilizar varios

métodos o una combinación de ellos, como por ejemplo: inmovilización del

paciente, sedación y tiempos de corte más rápidos.

De todas formas, si existe una duda de que el artefacto es debido a una u otra

razón, lo aconsejable es repetir el corte.

C) Artefactos debidos a razones técnicas

Este último grupo lo subdividiremos en otros tres

*Error de linealidad.

*Error de estabilidad.

* Error aliasing.

El error de falta de linealidad. Un sistema es lineal, cuando para un

objeto de atenuación homogénea y constante, es leído por todos los detectores

en cada proyección el mismo valor de atenuación; para objetos del mismo

material de doble, triple, etc., grosor que el primero, correponderán

atenuaciones leídas en la misma proporción.

El defecto de esta característica de linealidad, producirá: una variación de

den sidad del centro hacia afuera, al explorar un objeto homogéneo, siempre

que dicho defecto sea de todo el conjunto detector; si el defecto fuese de sólo

algún elemento detector, aparecerían anillos parciales o rayas en la imagen.

Pese a ser una avería del sistema, se puede corregir parcialmente

disminuyendo la colimación.

El error de estabilidad. Un sistema deja de ser estable cuando sufre

variaciones de sensibilidad en algunos de sus elementos detectores; como con

secuencia de esta alteración de sensibilidad, aparecerán anillos totales ( como

una diana) o rayas según el tipo de explorador, y en general un posible

aumento de ruido. La solución a este problema es calibrar el aparato; algunas

máquinas tienen un sistema de autocalibración, que se puede realizar tan

frecuentemente como lo considere el operador.

Error aliasing: Este error es el típico que se produce en una exploración

donde hay un elemento de gran densidad, como por ejemplo una prótesis

metálica; o un elemento de contraste en gran concentración, como por

ejemplo el estómago parcialmente lleno de contraste.


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Este artefacto es reconocible ya que el elemento de alta atenuación produce

un halo de falsa alta absorción, en una o varias direcciones.

Para explicar un poco este fenómeno, supongamos que un objeto, que es

prácticamente opaco a la radiación, que está excéntrico al campo de

medición; en un instante, en el giro del conjunto detector-tubo, un elemento

detector queda completamente, cegado por dicho objeto; en el instante

siguiente, ese mismo detector recibe una gran energía, ya que el material es

hipodenso. El resultado es que el conjunto detector electrónica asociada no es

lo suficientemente rápido para detectar esa brusca variación y por tanto crean

una sombra donde no existe.

La reducción de este efecto es posible situando el material hiperdenso lo más

cerca posible del centro del campo de medición, y aumentando el número de

proyecciones, para así corregir esta falsa medición un número de veces

mayor. Algunos modelos de exploradores tienen adicionalmente correcciones

matemáticas para este artefacto.


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PARTE III

RECONSTRUCCIONES

El desarrollo de las nuevas generaciones de equipos de TAC helicoidal

multicorte en los últimos años, junto con la mejora de los soportes

informáticos ha supuesto una espectacular evolución en el procesado de

imagen y la expansión de las imágenes tridimensionales, generándose este

tipo de imágenes en menor tiempo y con mayor resolución.

Para lograr imágenes tridimensionales de calidad es necesaria una correcta

adquisición de los datos axiales, lo que en los equipos de última generación

podemos conseguir en un corto espacio de tiempo.

Este volumen de datos obtenido se transfiere a una estación de trabajo donde

se procesarán las imágenes axiales para obtener reconstrucciones

multiplanares y 3D, otros.

Las imágenes en 3D pueden ser generadas por una gran variedad de

algoritmos de reconstrucción. Las técnicas más usadas son: PMI (Puntos de

Máxima Intensidad), representación de superficie (shaded surface display) y

representación volumétrica (volume rendering)

Debido a los avances tanto en hardware como software que se han producido

en los últimos años, se ha producido un cambio en la concepción de lo que el

TAC significaba. Ya no se trata de la presentación de imágenes axiales

bidimensionales; hoy en día, se pueden presentar estudios en los diferentes

planos del espacio en 2D (multiplanares-MPR), pero además podemos

generar objetos en 3 dimensiones ofreciendo nuevas posibilidades

diagnósticas, permitiendo la observación de estructuras desde infinidad de

ángulos, aquí vamos a desarrollar todo los tipos de reconstrucciones y

utlidades.

RECONSTRUCCIONES EN TOMOGRAFIA


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RECONSTRUCCIÓN DE IMÁGENES TRIDIMENSIONALES

La reconstrucción 3D es el proceso mediante el cual, objetos reales, son

reproducidos en la memoria de una computadora, manteniendo sus

características físicas (dimensión, volumen y forma).

Existen dentro de la visión artificial, multitud de técnicas de reconstrucción y

métodos de mallado 3D, cuyo objetivo principal es obtener un algoritmo que

sea capaz de realizar la conexión del conjunto de puntos representativos del

objeto en forma de elementos de superficie, ya sean triángulos, cuadrados o

cualquier otra forma geométrica.

El empleo de imágenes 3D es en la actualidad una herramienta novedosa y

muy utilizada en el campo de la medicina, tanto en tomografía como en

resonancia magnética.

Existen muchas formas de trabajar con las imágenes tridimensionales.

De manera detallada, se examinaran cada una de las etapas por las que debe

atravesar la imagen para convertirse en una adquisición 3D,los tipos de

reconstrucción mas utilizados, y su aplicación en el marco de la medicina

actual.

Etapas en la reconstrucción 3D

El empleo de imágenes 3D es un novedoso recurso con el que cuenta el

medico para evaluar mas sutilmente diversas patologías.

Para su reconstrucción existe una metodología con un razonable grado de

automatización en este proceso, presentando diferentes etapas:

1. Obtención y procesamiento de la imagen

En general las imágenes no se encuentran bien definidas, presentando ruidos

y fantasmas y conteniendo otros cuerpos que no son de interés para la

simulación.

Es en esta etapa en donde se deben eliminar tanto las imperfecciones como

los demás componentes. Para la eliminación de los ruidos como para

enfatizar las fronteras entre el cuerpo de interés y los demás, se tiene en

cuenta lo siguiente:


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• En primer paso, para cualquier tipo de reconstrucción 3D, se efectúa la

obtención habitual de imágenes tomográficas. Se utilizan diferentes filtros

respecto al tipo de estudio y a la estructura anatómica que se desea observar.

Para el caso de la reconstrucción 3D las imágenes deben adquirirse con filtro

de partes blandas, en cualquier tipo de estudio, por lo que por ejemplo en el

caso que se realice una reconstrucción de partes óseas, inicialmente se

adquiere el estudio con su filtro correspondiente y luego se efectúa una nueva

reconstrucción de esas imágenes con filtro de partes blandas, las cuales van a

ser utilizadas para realizar la 3D.

La función de este tipo de filtrado consiste en poder eliminar artefactos

causados principalmente por los rayos duros (haz de rayos X de gran

penetración en la materia, es decir, con alta capacidad para introducirse en la

misma) en estudios de partes óseas.

. Otro punto importante en la adquisición es tener en cuenta el valor del

intervalo. Por ejemplo, si se adquiere un estudio determinado con un espesor

e intervalo de 5, ese mismo estudio para poder luego convertirlo en una

imagen 3D se debe adquirir manteniendo el espesor, pero disminuyendo a la

mitad el intervalo, es decir, con 5 de espesor y 2.5 de intervalo.

[1] Esto, permite eliminar la anisotropía que puede contener cada uno de los

vóxels y de esta manera obtener una buena calidad en la imagen reconstruida.

Una vez obtenida la imagen, la misma es transferida inmediatamente a la

denominada work station (estación de trabajo en donde confeccionan la 3D

los médicos radiólogos, tecnólogos médicos, otros profesionales), en donde se

efectuaran las siguientes etapas

2. Extracción de la superficie del cuerpo, técnica de segmentación

de la imagen

Una vez obtenido y transferido el estudio a la Work Station, comienza a

modelarse la tridimensionalidad. Procesada la imagen, es necesario detectar

la superficie que delimita el cuerpo de interés. Se trata quizás de la etapa más

delicada desde el punto de vista de obtener un algoritmo robusto y

automático.

La técnica de segmentación se define como el proceso de selección de datos

que serán incluidos o excluidos de una imagen volumétrica 3D.


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Los métodos para llevarla a cabo varían ampliamente dependiendo de la

aplicación específica, tipo de la imagen, entre otros factores como el ruido,

volúmenes parciales y movimientos en la imagen, que también pueden tener

consecuencias significativas en el desempeño de los algoritmos de

segmentación.

En la mayoría de los casos, la segmentación se utiliza para separar diversas

estructuras que posean similar densidad mediante un procedimiento manual

o automático, obteniendo así la región anatómica a evaluar.

Reconstrucción 3D

Segmentación

En el ejemplo anterior, la representación tridimensional de las imágenes

tomográficas encefálicas, demuestra los huesos de alta densidad. Por medio

de la segmentación los componentes previamente encubiertos pueden ser

observados habiendo quitado toda su parte ósea.


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Entre los distintos tipos de segmentación encontramos: la segmentación

manual, semiautomática y la automática. Entre ellas existe una relación, que

puede ir desde la delineación manual completa de una estructura anatómica,

hasta la selección de uno o más puntos iníciales para un algoritmo.

• Segmentación automática: Se halla definida por el programa, que de

acuerdo al software del mismo, contiene diversas herramientas para su

utilización.

En el caso del software MX VIEW de PHILIPS se obtiene mediante la

herramienta TISSUE DEFINITION, ubicada en el menú del programa, que

permite seleccionar distintos tipos de tejidos para su reconstrucción mediante

el TRESHOULD o UMBRAL que determina el rango de Unidades Hounsfield

con las que se desea trabajar.

Si bien estos rangos se hallan establecidos por el programa utilizado, el

operador puede modificarlos según su criterio estableciendo diferentes

rangos de ventaneo.

. Existen dos maneras de determinar el umbral deseado:

Una posibilidad es seleccionando la región de interés (ROI) mediante un clic

sobre la misma, generando que esa zona adquiera una tonalidad determinada

(elegida por el usuario, en este ejemplo: rojo), permitiendo resaltar la

estructura deseada;


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Segmentación automática y manual mediante ROI

• O bien se puede realizar la segmentación mediante la herramienta

anteriormente mencionada, en donde se puede seleccionar: parénquima

pulmonar, partes óseas, regiones vasculares, entre otras.

Por ejemplo, en este caso lo que se desea estudiar es solo su región externa,

por lo que se seleccionara la ventana ósea, es decir, adquiere las Unidades

Hounsfield (HU) que correspondan a hueso (200 HU-1000 HU)

Si además se desea observar superficialmente la región del cráneo de este

mismo paciente, se selecciona otro tipo de ventana que permita contener la

opción de reconstruir la piel del caso anterior.

Teniendo ambas reconstrucciones realizadas, se pueden superponer las

imágenes, logrando aumentar el nivel de información. Esta técnica de

superposición se utiliza solo en la reconstrucción volumétrica generalmente

para el caso de patologías y su futura intervención, permitiendo a los

cirujanos tener una perspectiva más amplia y precisa acerca de la ubicación

de la lesión.

• Segmentacion manual: Permite delimitar la imagen manualmente ya sea

para considerarla como la ROI o para quitar estructuras indeseadas.


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• Segmentación semi-automática: Comprende los mismos parámetros

que las anteriores técnicas con la diferencia que se realiza un ventaneo

manual, es decir que a través del movimiento del Mouse (arriba-abajo) se

ventanea la imagen provocando la elección de las partes anatómicas a evaluar,

permitiendo tener más de un objeto de interés en la reconstrucción.

Etapas en proceso semi-automático

Realizada la segmentación, el equipo informático es el encargado de efectuar

las siguientes etapas de conformación de las imágenes 3D, las cuales

comprenden la interpolación y generación de las mallas:


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PROCESO DE INTERPOLACIÓN

Los contornos obtenidos en la etapa precedente deben ser alineados en pila y

en caso de que la resolución sea insuficiente, se requiere aplicar un algoritmo

de interpolación entre datos para todas las dimensiones deseadas,

permitiendo obtener así una verdadera representación implícita de los objetos

de interés en el volumen real.

Para hacer posible su visualización 3D se hace necesario obtener un

recubrimiento triangular para lo que se utilizan generalmente mayas de

elementos simples cuyos vértices son puntos conocidos, de forma que se

cubra completamente el dominio de interés.

GENERACIÓN DE LA MALLA

Tras la obtención de la superficie implícita interpolada viene la etapa del

modelado geométrico que nos permitirá una representación compacta de la

estructura y su posterior visualización tridimensional mediante algoritmos

convencionales.

De esta manera, la superficie definida en el paso anterior es transformada en

una malla de superficie, de tamaño y calidad adecuados, utilizando elementos

tipo tetraedros.

Uno de los métodos mas utilizados para la generación de la malla es el

algoritmo de Watson que permite obtener la “triangulación Delaunay” a

través de un conjunto de puntos para cualquier dimensión del espacio.


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Figura III: Ejemplo de la triangulación Delaunay

Esta triangulación se usa como forma de estructurar los puntos o vértices

detectados, quedando cada uno de ellos conectado a sus vecinos más

próximos. (Figura III)

Para el caso de los vóxels, el procedimiento es el mismo, quedando

conformada la siguiente malla tridimensional.

Detalle de la

triangulación

Delaunay

Se sabe que el método Delaunay genera siempre algunos elementos de muy

mala calidad, producto en general del proceso de recuperación de la

superficie.

Para eliminar las irregularidades existentes en el área obtenida (causadas

fundamentalmente por la poca precisión de la tomografía), se somete a la

malla a un proceso de suavizado que conduce a una malla final, como la

indicada en la siguiente figura.


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Detalle de la triangulación obtenida con el proceso de suavizado

Finalmente, se obtiene una malla de volumen, en donde se discretiza el

volumen interior de una superficie cerrada.

Detalle de la malla de

volumen.


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Un procedimiento enteramente análogo al descrito en esta sección ha

permitido reconstruir parte de la arteria aorta. La siguiente figura presenta la

visualización de esta reconstrucción.

Reconstrucción de la aorta abdominal

EN RESUMEN EL TRATAMIENTO DE LAS IMÁGENES 3D

Las operaciones con imágenes 3D se pueden clasificar según tres puntos

básicos: preprocesado, procesado y postprocesado.

Tanto el preprocesado como el procesado se realizan en la consola del Ct,

mientras que el postprocesado se realiza por medio de una estación de trabajo

1.-PREPROCESADO

Las operaciones de preprocesado van dirigidas a la obtención del

volumen a estudio. El preprocesado de datos comprende dos pasos como son

el posicionamiento del paciente y la adquisición de los datos.

Colocación del paciente

Es el primer paso en toda exploración. El fundamento de todo buen estudio se

basa en la correcta colocación del paciente sobre la mesa de tal forma que la

zona a explorar esté totalmente sinclítica e inmóvil. Para ello debemos

considerar la comodidad del paciente (cuñas en las piernas, almohadas, etc...

ya que de esta depende la colaboración del mismo.


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Será importante el entrenamiento del paciente, en cualquier exploración que

necesite una especial colaboración, como por ejemplo a la hora de realizar

apneas o cualquier otro tipo de acción requerida para la correcta adquisición

de la imagen (inyección de contraste intravenoso, fonación, deglución de

contraste oral, etc...).

Adquisición de la imagen

Una vez colocado correctamente el paciente, el segundo paso es realizar una

buena adquisición de los datos que se basa en la obtención de las imágenes en

2D.

Para ello contamos con equipos TAC helicoidales que han mejorado tanto en

“hardware” como en “software” de tal forma, que hoy en día se consiguen

realizar exploraciones de forma mucho más rápida (lo que provoca un

calentamiento mínimo del tubo de rayos), siendo notable la mejora

cuantitativa y cualitativa del área a estudio incluyendo la obtención de cortes

finos en zonas anatómicas más extensas [4].

Estas mejoras son las que han facilitado el desarrollo tan espectacular que se

ha conseguido en la obtención de imágenes en 3D.

Las características de la adquisición de la imagen varían según el tipo de

estudio, sin embargo, hay unos puntos comunes que se dan en todos ellos:

- Obtención de cortes finos de alta calidad: mejora cuantitativa y

cualitativa del área de estudio favoreciendo una mayor resolución de la

imagen en 3D.

- Alta velocidad: evitamos el movimiento voluntario (deglución, apnea,...)

o involuntario (transito intestinal, movimiento cardiaco,...) del paciente

al mismo tiempo que conseguimos aunar la adquisición de los datos

junto con la entrada de contraste intravenoso y obtener la mayor

concentración de contraste en el punto deseado (en caso de que sea

necesario, por ejemplo en un estudio vascular).

- Filtro de reconstrucción: debe ser adecuado para cada tipo de estudio.

Los filtros van en orden de menor a mayor dureza.

-

2.- PROCESADO

El procesado de datos comprende dos pasos que son la visualización y la

reconstrucción de los datos.


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Visualización

Contiene los procesos de asimilación y comprensión de las imágenes 2D

(tanto los cortes axiales como los multiplanares).

Reconstrucción

La reconstrucción se realiza por medio de un algoritmo que transforma un

volumen de datos en otro [4].

Las características que se le den a la imagen, determinaran la calidad de las

imágenes 3D. Actualmente no es un paso estrictamente necesario ya que se

puede adquirir directamente con la calidad necesaria para poder realizar un

3D, sin embargo en Ct helicoidales de primera y segunda generación será

necesaria una reconstrucción para poder obtener resultado óptimos.

En la tabla 2 se puede apreciar los diferentes parámetros con los que se

tendrían que hacer una exploración de un tobillo para que se pudiesen

obtener imágenes 3D de gran calidad.

Tipo de

hélice Pitch Espesor Intervalo Filtro

Reconstrucción Tiempo

Espesor Intervalo

Fused 1 1 2 B 13 0.7

Ultra Fast 13.5 1.25 mm 0.63 mm Bone No necesita 10 sg

Tabla 2: Parámetros par una exploración de tobillo en Ct helicoidal Dual y Ct

helicoidal matricial

Para que las imágenes reconstruidas puedan ser de utilidad, hay que tener las

siguientes precauciones:

- No cambiar el intervalo entre las imágenes, siempre se ha de reconstruir

al mismo intervalo.

- El centro de reconstrucción ha de ser el mismo en todas las imágenes.

- También es necesario mantener igual el FOV en todas las imágenes.


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3.- POSTPROCESADO

Comprende las acciones dirigidas al montaje y análisis de la imagen 3D.

Montaje 3D

Una vez obtenidas las reconstrucciones de los cortes axiales se suman una a

una y con el resultado de esta operación se obtendrá una imagen en 3D, este

proceso es automático y se realiza por medio de la estación de trabajo.

Manipulación del 3D

Se compone de las operaciones dirigidas a la transformación de la imagen 3D.

El primer paso ha de ser seleccionar un protocolo adecuado para el tipo de

estructuras que deseemos estudiar, gracias a una gran cantidad de

herramientas (recorte, aplicación de umbrales...) podremos aislar las

diferentes estructuras y quedarnos sólo con las que necesitemos, este tipo de

herramientas se basa en el grado de opacidad de cada estructura, podemos

obtener así imágenes 3D en las que sólo veamos hueso, vísceras, complejos

vasculares, etc...

Análisis

Una vez manipulada la imagen en 3D se llega a una comprensión del estudio

en todo su conjunto (2D y 3D). Para llegar a una perfecta evaluación de la

imagen en 3D se dispone de herramientas como dar la vuelta a la imagen,

atravesarla, analizar el volumen de una vaso e incluso navegarla, y todo ello

en tiempo real, lo que supone un ahorro de tiempo considerable.

LA INTRODUCCIÓN PARA EL LENGUAJE DE IMAGEN

TRIDIMENSIONAL CON MULTIDETECTOR

La reciente proliferación de las filas de los detectores de la tomografía

computarizada (CT) ha conducido a un incremento en la creación y la

interpretación de imágenes en aviones aparte del avión axial tradicional. Las

aplicaciones tridimensionales poderosas (3D) mejoran la utilidad de datos

detallados de CT sino que también crea confusión entre radiólogos,

tecnólogos, y referente a clínicos al tratar de describir un método particular o

un tipo de imagen.


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Los protocolos del examen de diseño que optimizan la calidad de datos y la

dosis de la radiación para el paciente requieren familiaridad con los conceptos

de colimación de la viga y de capítulo como tengan aplicación para la fila del

detector CT. Una comprensión básica del tiempo limitó naturaleza de datos

de proyección y la necesidad para el capítulo dado, reconstrucción axial para

aplicaciones del 3D hay que usar los datos disponibles eficazmente en la

práctica clínica. Los datos axiales de reconstitución pueden usarse para crear

imágenes poco axiales de Dos dimensiones por medio de la reformación del

multiplanar. Multiplanar en el que las imágenes pueden ser expresadas en

forma de trozos rectangulares con técnicas de proyección como el promedio,

máximo, y la proyección mínima de intensidad; La suma del rayo Y el

volumen dando.

Asignando un espectro lleno de valores de opacidad y aplicando color al

sistema de clasificación del tejido fino, dar volúmenes provee un set robusto y

versátil de datos para aplicaciones adelantadas de la imagen.

Los avances de paralelo que han estado hechos en las áreas de CT que la

adquisición y el software de procesamiento de imagen es de grán importancia

comparable, desde posprocesamiento no puede mejorar las restricciones

finitas de los datos adquiridos de CT y los paradigmas innovadores del

imagen son necesarias para optimizar el uso de datos exquisitos y

voluminosos.

Los siguientes ejemplos están pensados como un guía para la terminología

comúnmente usada a los datos adquirientes y manipuladores de CT para

crear imágenes del multiplanar y 3D. Los temas específicos discutidos son

colimación; Los datos de proyección; La reconstrución de datos;

El espesor de capítulo y el intervalo; El espesor nominal y efectivo de capítulo;

Los datos volumétricos se sedimentan; La reformación del multiplanar; La

reformación curvada del planar; La proyección de promedio, máxima, y de

intensidad mínima; El despliegue disfrazado de la superficie; El volumen

dando; Y la segmentación. Aunque los aspectos técnicos de datos que la

adquisición discutió son específicos para CT, muchos de los principios

postprocesadores tienen aplicación para la resonancia magnética (MR)

imagen igualmente.

Vamos a recordar algunos puntos importantes, que ya fueron descritos en

este manual practico de tomografía (parte 1 y 2).


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GENERALIDADES

Los datos de una imagen médica digital son adquiridos y manipulados en una

matriz de volumen de elementos llamada vóxeles. Una imagen se construye

analizando cada vóxel y proyectando el resultado en una superficie

bidimensional subdividida en elementos de imagen llamadas píxels.

Uno de los problemas que debemos resolver para obtener imágenes

tridimensionales es el de intentar ver una imagen en tres dimensiones sobre

una superficie de dos dimensiones (pantalla del ordenador, placa,...). Para

solucionar este problema el ordenador traza unas líneas o “rayos” (“ray”, en

términos anglosajones) que atraviesan el volumen a estudio, analizan los

valores del conjunto de vóxeles que atraviesa obteniendo un único valor y

conformando la imagen que veremos [1-4]. Como veremos más adelante,

según la técnica de representación tridimensional que utilicemos, estos rayos

que atraviesan el conjunto de voxels analizarán unas u otras características de

éstos que influirán en la imagen final (su intensidad, el valor promedio de su

señal, etc).

MODOS DE RECONSTRUCCION DE IMAGEN

Como se ha indicado al inicio de la exposición, la imagen tridimensional

obtenida estará en función de las características que sean analizadas por el

conjunto de vóxeles atravesados por el “rayo” para formar la imagen en una

superficie plana. En la actualidad existen tres grandes sistemas de formación

de imágenes tridimensionales:

a) La representación de superficie en la que únicamente se representan los

elementos de la superficie del volumen a estudio mediante técnicas de

sombreado.

b) La representación de puntos de máxima intensidad (PMI) en la que se

selecciona únicamente el valor de máxima intensidad a lo largo del “rayo”.

c) La representación volumétrica, en la que se integran todos los valores de

los vóxeles para formar la imagen.

A continuación describiremos cada una de estas técnicas de una manera más

detallada, pero antes es muy importante recordar estos puntos.


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LA COLIMACIÓN

El concepto de colimación es relativamente franco con soltero – la fila del

detector CT Con el soltero – la técnica de la fila del detector, la colimación se

refiere al acta de tamaño controlante de la viga con una abertura metálica

cerca del tubo, por consiguiente determinando que la cantidad de tejido fino

expuso para la viga de rayos x como el tubo alterna alrededor del paciente

(1,2) Así, en soltero – la fila del detector CT, hay una relación directa entre el

espesor de colimación y de capítulo.

Porque la colimación de término puede ser usada en varias vías de entrada

diferentes – fila del detector CT, es importante para distinguir entre

colimación de la viga y colimación de capítulo.

COLIMACION DE VIGA (Beam)

La colimación de la viga es la aplicación del mismo concepto de colimación de

una sola fila de detector en CT para la fila del detector CT. Un colimador cerca

del tubo de rayos X es al que se ajustó determinado el tamaño de la Bean

tendente a través del paciente. Porque los canales múltiples de datos son

adquiridos simultáneamente, la colimación de la viga es usualmente mayor

que espesor reconstruido (3) de capítulo. Cuando un escáner de 16 canales es

usado, por ejemplo, uno de dos trasfondos es seleccionado para la mayoría de

aplicaciones (figura 1).

La colimación estrecha expone sólo los elementos pequeños centrales del

detector. El sistema de adquisición de datos monitorea los circuitos que

transmiten datos del detector y datos de colectas únicos de los elementos

pretendidos (4,5). La colimación más ancha puede exponer el conjunto

imponente entero del detector. A diferencia de la colimación estrecha, en cuál

los elementos centrales es probado individualmente, con colimación ancha

que los 16 elementos centrales son arreglados en pares o binned, con tal que

datos como si fueron ocho elementos mayores (6).

Los cuatro elementos mayores adicionales en cada fin del detector forman en

orden entonces el total completo de 16 canales de datos. En este ejemplo, la

colimación de la beam sería 10 mm en el trasfondo estrecho o 20 mm en el

trasfondo ancho. Porque el beam que la colimación combinó con

desplazamiento de la mesa determina la cantidad de reportaje de z-axis por la


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rotación, también ayuda a determinar el largo de tejido fino o “ el reportaje de

volumen ” que se escudriñó dentro de un período dado (3).

La colimación mayor de la beam permite alcance mayor de volumen dentro de

las restricciones de tiempo de un agarre dado de respiración o inyección del

material de contraste. Un punto importante es eso, al igual que con sola – la

fila del detector CT, colimación estrecha en cuatro y de 16 canales – fila del

detector CT que típicamente los resultados en dosis más alta de la radiación

para el paciente compararon con colimación ancha (7,8).

Figura 1. Dirija emisiones de colimación en CT de 16 capítulos. beam de la B,

_ el colimador C, el sistema de adquisición de datos DAS, los elementos del

detector de DELAWARE, el tubo T. La colimación (uno) Estrecha expone

sólo los elementos centrales pequeños del detector. La colimación (b) Ancha

expone todos los elementos del detector. Los elementos centrales pequeños

son arreglados en pares o “ binned ” a fin de que cada par actúa como un

elemento mayor


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Figura 2 Seccione colimación adentro – la fila del detector CT. La colimación

(uno) Estrecha está coordinada con el sistema de adquisición de datos (DAS)

para permitir uso de los elementos centrales pequeños (DELAWARE) del

detector individualmente, resultando en 16 capítulos con un espesor de 0.6

mm cada uno.

Este trasfondo permite reconstitución de datos hasta un espesor de capítulo

de 0.6 mm. (b) Wide que la colimación está coordinada con el sistema de

adquisición de datos (DAS) para parear los elementos del detector

(DELAWARE) de 16 partes pequeñas de central y uso los ocho elementos

periféricos individualmente, resultando en 16 capítulos con un espesor de 1.2

mm cada uno. Este trasfondo permite reconstitución de datos hasta un

espesor de capítulo de 1.2 mm.

EL CAPITULO DE COLIMACION

El concepto de colimación de capítulo está más complicado pero vital

entendiendo el potencial de la fila del detector CT. Uno de los componentes

cruciales De la fila del detector en CT es un conjunto imponente del detector

que permite partición del incidente los rayos x resplandecen. En el múltiplo

subdividieron canales de datos (3).


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La colimación de capítulo define la adquisición según los capítulos axiales

pequeños que se reconstruyó de los datos tan determinados por cómo los

elementos individuales del detector se usan para canalizar datos. Como

opuesto para dirigir emisiones de colimación, cuál determina reportaje de

volumen, la colimación de capítulo determina el espesor mínimo de capítulo

que se reconstruyó de una adquisición dada de datos.

Usar el anterior ejemplo de un escáner de 16 canales, nos dejó dar por

supuesto que los elementos centrales pequeños del detector son 0.625 mm y

los elementos periféricos grandes son 1.25 mm. El tamaño de los elementos

expuestos y la forma en la cual los datos son probados de ellos por el sistema

de adquisición de datos determinan las propiedades físicas de la proyección

que los datos solieron generar imágenes axiales (4,6,8).

Cuando la colimación estrecha es aplicada (en este ejemplo, una anchura de la

viga de incidente de 10 mm), los elementos pequeños centrales del detector

son a los que se trató individualmente por el sistema de adquisición de datos (FIGURA 2).

Esta forma de adquisición permite reconstitución de capítulos axiales de tan

en trozos pequeños como los elementos centrales del detector, o una

colimación de capítulo de 0.625 mm, Cuando la colimación ancha (20 mm en

este ejemplo) de la viga es usada, los elementos centrales están acoplados a

fin de que dos elementos 0.625-mm son probados como un solo elemento

1.25-mm y los elementos periféricos 1.25-mm son probados individualmente,

resultando en una colimación de capítulo de 1.25 mm. A un resultado, los

capítulos axiales no pueden ser reconstruidos Así, la colimación de capítulo,

Está definido por el tamaño efectivo de los canales de los datos probados por

el sistema de adquisición de datos (los elementos individuales o acoplados del

detector) y determina el espesor mínimo de capítulo que se reconstruyó en un

modo dado de adquisición.

“El espesor efectivo de la fila del detector ” es otro término que se ha usado

para describir colimación de capítulo (8)


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Si una rutina examen abdominal interpretó en derrames de espesor de

capítulo 5-mm un descubrimiento y el radiólogo o el cirujano le gustarían

detallado las imágenes del coronal, entonces el capítulo que la colimación

determina ya sea que los datos pueden ser reconstruidos para 0.625-mm o

que espesor de capítulo 1.25-mm a provee un set nuevo de datos para las

imágenes reformadas.

Aunque puede ser tentador para usar la colimación de capítulo menor

disponible rutinariamente, esto puede aumentar dosis de la radiación para el

paciente (particularmente con cuatro para escáneres de 16 canales) (7,8).

Así, la colimación de capítulo es una consideración importante en diseñar

protocolos con – la fila del detector CT, como la anticipada necesidad pues los

datos isotropicos deben ser simétricos con consideraciones de la dosis de la

radiación.

La colimación de capítulo y la cantidad de canales de datos usados durante la

adquisición de datos están descritas por el término “ la configuración del

detector.” Por ejemplo, la configuración del detector para un escáner de 16

canales adquiriendo 16 le canaliza de datos, cada uno 0.625 mm grueso, está

descrita como 16 x 0.625 mm. El mismo escáner también podrían adquirir

datos por configuraciones diferentes utilizadoras del detector, incluyendo 16 x

1.25 mm y 8 x 2.5 mm del detecto.


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La configuración también describe la relación entre la colimación de capítulo

y de la viga, desde viga La colimación puede calcularse como el producto de la

colimación de capítulo y el número de datos que los canales usaron (5,8).

Aunque sección las reseñas para la colimación fina y gruesa cambian entre

vendedores diferentes, los principios generales son aplicables para todos los

escáneres.

La correlación entre la colimación de la viga y la colimación de capítulo en los

tipos diferentes de escáneres de 16 canales es demostrada en el Table.

Figura 3

La reconstitución de imágenes axiales de datos de proyección. Los datos de

proyección son nunca mirados directamente. Más bien, están acostumbrados

a generar imágenes axiales. Adentro – la fila del detector CT, imágenes usadas

para la interpretación axial primaria usualmente tiene un espesor de capítulo

varias veces mayor que el espesor mínimo disponible y puede ser llamado “

los capítulos gruesos.” Los capítulos.” Sin embargo, las imágenes axiales

también pueden ser generadas con un espesor más pequeño de capítulo, tan

determinado por la colimación de capítulo. Éstos son “ capítulos ” usualmente

“ ralos ” llamados y son esenciales para crear multiplanar reformateado y las

imágenes 3D.


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REPRESENTACIÓN DE SUPERFICIE:

La representación de superficie o de superficies sombreadas fue la primera

técnica de representación tridimensional aplicada al diagnóstico médico

[desarrollándose en la década de los ‟70].

Esta técnica es un proceso mediante el cual se determinan superficies

aparentes en el interior del volumen de datos, obteniéndose una imagen

representando las superficies derivadas.

Trata el objeto 3D como si fuese totalmente opaco. El valor del sombreado

para un vóxel está definido por la orientación original de la superficie y la

localización del vóxel.

El resultado se asemeja a la adquisición de una fotografía de un objeto con un

foco de luz situado en un punto determinado y el valor de la sombra definido

por el ángulo de la luz reflejada. Al mismo tiempo se puede modificar la

localización del foco de luz y la cantidad de la luz ambiental.

Como consecuencia, la imagen 3D vista con la reconstrucción de superficie

muestra sólo la parte externa del objeto, no pudiéndose analizar las

estructuras internas del objeto estudiado. Por tanto, si representamos una

estructura ósea, podremos examinar su superficie, pero no el hueso trabecular

si realizamos un “corte” sobre la misma. Por lo tanto, es sencillo comprobar

cómo al representar únicamente los datos de la superficie del objeto, estamos

“desperdiciando” una gran cantidad de datos del volumen que disponemos

(aquellos que representan las estructuras internas del objeto). De hecho, en

ésta técnica se utiliza menos del 10% de los datos disponibles. A cambio, al

manejar pocos datos, presenta como ventaja una velocidad superior a otras

técnicas en la representación 3D y en el manejo de la imagen (giros, etc).


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DATOS DE PROYECCIÓN

Los datos de proyección son el producto de la inicial de adquisición de CT

antes de la proyección filtrada de la espalda y la interpolación longitudinal

necesaria para crear capítulos reconstruidos axiales.

Los datos de proyección constan de integrales de la línea y son nunca mirados

directamente pero se usan para generar imágenes axiales.

Hay varias razones para reconocer datos de proyección en la práctica clínica:

Las propiedades (uno) Espaciales de la proyección que los datos están

definidos por escanden adquisición y no pueden estar alteradas

subsiguientemente. (B) Only que los datos de proyección se usan para

reconstruir imágenes axiales, tan cualquier reconstitución retrospectiva de

datos requiere vía de entrada para los datos de proyección.

(C) los datos Proyección no son usados en seguida para crear imágenes del

3D. (D) Las más veces, no es práctico para archivo estos sets grandes de

datos, así es que gane acceso a para generar sets volumétricos de datos es el

tiempo limitado.

Las restricciones finitas de los datos de proyección lo hacen necesario para

anticipar cuáles aplicaciones son probablemente para ser de ayuda en la

interpretación de un tipo particular de examen antes de que es realizado tan

que los datos con la z-axis requerida o “ a través de avión ” la resolución

espacial están disponibles (1)

Cuándo las reformaciones del 3D son probablemente para tener buenas

consecuencias, apropiadas reconstituciones de capítulo ralo deben ser

realizadas antes de los datos de proyección es suprimido

Con esto en la mente, la rutina que la reconstitución secundaria de datos

puede ser realizada para ciertas categorías de exámenes. Aumentar la aptitud

de almacenamiento de datos del escáner puede prolongar accesibilidad para

los datos, disminuyendo las oportunidades de frustración que puede ocurrir

cuando reconstitución adicional de imagen gusta después de los datos de

proyección está ya no disponible.


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Figura 4.

Los efectos indicados en los intervalos de reconstruccion. (Uno) el set de

datos Contiguo reconstruido con un espesor de capítulo y un intervalo de 2.5

funciones reformateadas en mm. Coronal de imagen un contorno dentado

cortical debido a artefacto del paso de escalera. (B) el set de datos Imbricado

reconstruido con un espesor de capítulo de 2.5 mm pero con el intervalo

disminuido para 1.25 mm, un traslapo de 50.

Tal traslapo minimiza artefacto de paso de escalera y mejora demostración de

una fractura de los ramus (la punta de flecha) directamente púbicos

superiores.


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DATOS DE RECONTRUCCION

La reconstitución de datos o de imagen se refiere al proceso de imágenes

axiales generadoras de datos de proyección (el Higo 3). Los sets axiales de

datos pueden ser mirados para la interpretación o pueden estar

acostumbrado a crear imágenes del multiplanar o 3D.

Esto toma progresivamente algoritmos sofisticados de interpolación que

tienen en cuenta redundancias en datos que traslapa, los efectos de mesa

aceleran, y la variabilidad geométrica de la salida del tubo de la viga del cono

(5,9,10).

El intervalo de capítulo de espesor, de reconstitución, el campo de vista, y la

semilla convolutional (el algoritmo de reconstitución) deben estar

especificados cada vez que los datos son reconstruidos. Las reconstituciones

múltiples de datos pueden ser realizadas automáticamente por varias razones,

como incluir ambos softtissue y las semillas del pulmón del pecho o proveer

un set de La reconstitución retrospectiva adicional de datos puede ser

realizada mientras la protuberancia datos permanecen disponibles (2).

EL CAPÍTULO THICKNESS E INTERVALO

El espesor de capítulo es el largo de cada segmento de datos a lo largo del axis

de la z usado durante la reconstitución de datos para calcular el valor de cada

pixel en las imágenes axiales a través de una combinación de interpolación

helicoidal y los algoritmos filtrantes z (3,4,10 – 1)

Esto determina que el volumen de tejido fino que será incluido en el cálculo

para generar el valor de la unidad Hounsfield asignó para cada uno de los

pixels que inventan la imagen (13) El intervalo de reconstitución o el

incremento se refiere a la distancia a lo largo del axis de la z entre el centro de

una reconstitución transversal (axial) y lo siguiente.

El intervalo es independiente de espesor de capítulo y puede ser seleccionado

arbitrariamente desde que no está limitado por ahí escande adquisición

(2,14). Cuando el espesor de capítulo y el intervalo son idénticos, las imágenes

se considera - están contiguas. En algunos casos, como T de alta resolución

del pecho, una parte pequeña secciona espesor es seleccionado para proveer

resolución espacial alta pero puede ser probado grandemente los intervalos a

través del pulmón para obtener una calaña representativa con un número

limitado de imágenes (eg, 1-mm seccionen espesor en un intervalo 10-mm).


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Tales imágenes discontinuas son apropiadas para evaluar enfermedad

generalizada del parenquima en los pulmones, pero los nódulos del pulmón

fácilmente pueden hacer falta.

Pues 3D imagen, un intervalo indicado está usualmente seleccionado, querer

decir que el intervalo es más pequeño que el espesor de capítulo, usualmente

por 50 % (figura 4) (14–17). Por ejemplo, los capítulos 1.25-mm Puede estar

reconstruido cada 0.625 mm

La redundancia de datos a lo largo del axis de la z resulta en coronal suave o

reformaciones sagitales. Aunque el espesor de capítulo está limitado por el

capítulo que la colimación hizo una selección para escande adquisición, la

reconstitución que el intervalo no está limitado por escanden parámetros

(18). Aun los datos reconstruidos para lo más pequeño seccionan que el

espesor disponible pueden ser traslapado usando un intervalo más pequeño si

es necesario.


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Figura 5

Los datos anisótropos e isotropicos. (Uno) Single – la fila del detector CT

funcionó con un espesor nominal de capítulo de 5 mm y unos 512 X 512

RESULTADO de la matrices de adentro reconstruyeron datos que son

anisótropos, consistente en voxels con un tamaño opuesto del pixel de

aproximadamente 0.625 mm pero una profundidad de 5 mm. que Este set de

datos provee las imágenes axiales satisfactorias sino han limitado potencial

para la reconstitución secundaria de datos.

CT (b) de dieciséis canales funcionó con resultados anchos de colimación en

los datos reconstruidos que son anisótropos, con una dimensión de z-axis

(1.25 mm) aproximadamente dos veces al tamaño del pixel opuesto (0.625

mm). Traslapando el intervalo de reconstitución (cuál no está limitado por la

colimación de capítulo), este set de datos provee excelentes imágenes

reformateadas y dadas en volumen para muchos aplicaciones.

Traslapando el intervalo de reconstitución (cuál no está limitado por la

colimación de capítulo), este set de datos provee excelentes imágenes

reformateadas y dadas en volumen para muchos aplicaciones.

CONNECTICUT (c) de dieciséis canales funcionó con resultados estrechos de

colimación en los datos reconstruidos que son isotropic, consistente en voxels

que son relativamente simétricos en todas las dimensiones (0.625 mm). Este

set de datos provee datos exquisitos para las aplicaciones de multiplanar y 3D.

EL NOMINAL Y EFFECTIVE EL CAPÍTULO THICKNESS

Como en soltero – la fila del detector CT, traducción de la mesa durante

escanden adquisición y el algoritmo de interpolación solió generar capítulos

axiales tiene efecto sobre espesor de capítulo. El espesor nominal de capítulo

es el capítulo que el espesor especificó por la colimación cuando un protocolo

es introducido en el escáner

El espesor real de capítulo de los datos reconstruidos es dependiente no sólo

en la colimación sino que también en la velocidad de la mesa y el método de z

que la interpolación usó (4,5,10,18 – 22). El término “que el espesor efectivo

de capítulo ” puede usarse para describir espesor de capítulo real después de

ensanchar efectúa es tomado en cuenta (5).

Algunos vendedores proveen esto información en el encabezado de imagen o

al menú para la reconstrucción de imagen (Philips Medical Systems, Siemens

Medical Solutions, Toshiba Medical Systems); Otros vendedores ostentan sólo


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el espesor nominal (GE Healthcare Technologies) de capítulo. Escanda

adquisición con un detector 16 x 1.25-mm configuración puede resultar en

espesor efectivo de capítulo de 1.3 mm con un tono bajo y 1.5 mm con un tono

superior pitch.

LOS DATOS VOLUMÉTRICOS SE SEDIMENTAN

Aunque el potencial diagnóstico y perpendicularmente dimensione de sets de

datos de CT detallados disponibles con – fila del detector CT es

probablemente para animar integración de técnicas 3D imágenes en la

interpretación de aun exámenes de rutina (23), la interpretación axial de

capítulo permanece un componente esencial de interpretación de CT.

Mientras los sets de datos de capítulo delgado pueden estar reconstruidos

primordialmente cuando una inspección es realizada específicamente para los

propósitos de angiografía de CT, colonografía, u otras aplicaciones

adelantadas, 3D dando técnicas también puede ser útil para más exámenes de

rutina.


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Figura 6

El uso de un set volumétrico de datos. Los datos de proyección se usan

típicamente para reconstruir imágenes axiales de espesor interpretativo para

la revisión convencional, lo cual es realizado por película impresa utilizadora

o con un sistema del cuadro del archivo y de comunicación. Aunque es

ocasionalmente útil mirar atenúe imágenes axiales para el detalle óseo, axial

mirar es usualmente realizado con un espesor de capítulo de 3–5 mm. If

necesario, unos datos de capítulo ralo se sedimentan pueden ser generado o

en lugar de las imágenes axiales interpretativas tradicionales. Esto puede ser

llamado el set volumétrico de datos porque es pretendido no ser usado para la

interpretación axial primaria sino más bien para el multiplanar de alta

categoría generador reformatease o imágenes dadas en volumen. Este set de

datos típicamente consta de imágenes axiales con una llegada de espesor de

capítulo 1 mm o aun menos, preferentemente con un intervalo indicado.

Para mantener que la resolución aceptable de contraste en la interpretación

axial primaria secciona, los capítulos relativamente gruesos están todavía

reconstruidos las más veces, típicamente extendiéndose desde 3 para 5 mm

(8). Los exámenes realizados con un campo de vista de 30–40 cm resultan en

un tamaño del pixel de 0.5 – 0.8 mm en los capítulos axiales, así un espesor

de capítulo de 0.5 – 0.8 mm está obligado a generar un set de datos con

resolución espacial similar en cada dimensión; Tales datos son llamados datos

del isotropic (figura 5) (4,5,24,25). Porque sólo los datos de capítulo ralo con

isotropic o near-isotropic que las propiedades proveen calidad diagnóstica a

través de la resolución del avión (el axis largo), dos

Los sets separados de datos están a menudo reconstruidos: (Uno) una

reconstitución primaria consistente en capítulos relativamente gruesos para

la interpretación axial y (b) unos datos volumétricos se sedimenta consistente

en capítulos delgados del traslapo para 3D dando (figura 6).

Los resultados óptimos son usualmente logrados seleccionando el espesor de

capítulo menor disponible de los datos crudos (26) de proyección. Como

discutido anterior, sólo el capítulo que el espesor está limitado por escanden

parámetros, así es que los capítulos pueden ser reconstruidos en un intervalo

más pequeño que el espesor de capítulo, resultando en traslapo de datos a lo

largo del axis de la z (eg, reconstitución de 1.25-mm thick secciona cada

0.625 mm) (1, 14, 18,27).


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Aunque los datos de proyección son almacenados en el escáner único para un

tiempo limitado, unos datos de capítulo ralo reconstruidos colocaron pueden

ser archived en soporte lógico informático de almacenamiento o en un

sistema del cuadro del archivo y de comunicación, dando la vía de entrada

permiso de las aplicaciones de imagen de alta categoría en una fecha futura.

La reconstrución de datos

Usualmente las tomas significativamente más largas que escanden

adquisición, y generación de rutina de sets grandes de datos puede impedir

flujo de trabajo del escáner en las tasas lentas de reconstitución.

Si un escáner es comprado en previsión de aplicaciones adelantadas del 3D,

entonces los datos rápidos que la reconstitución debería ser considerada una

prioridad.

Figura 7.

MPR. (Uno) Coronal reformateó imagen de rutina CT pélvico abdominal de

un paciente con ischemia del intestino relatado para sistémicos lupus

erythematosus vasculitis.


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Imaging en el avión del coronal permitió visualización de distribución del lazo

del intestino a todo lo largo del abdomen y la pelvis en un total de 28

imágenes. Los lazos espesados del distal de íleon son vistos del lado de la

razón cuadrante inferior con dilatación de lazos del intestino de más

proximales de pequeño. La evidencia arterial y venosa estaba confirmada con

este examen. (B) Sagittal reformateó imagen producida de datos de CT

adquiridos con un protocolo de trauma. El examen del pecho, el abdomen, y

la pelvis fueron realizados con una configuración del detector de 16 x1.25 mm.

Although un espesor primario de reconstitución de 5 mm sirvió para

interpretación axial, reconstitución secundaria de datos para un espesor de

capítulo de 1.25 mm en un intervalo de 0.625 mm permite un set de columna

vertebral llena detallada imágenes sagitales (aproximadamente 20 capítulos

1.5-mm-thick) para ser creada para cada caso de trauma.

Figura 8.

La fila de datos encontrados a lo largo de un rayo de proyección.

De los datos consta atenuación que la información calculó en unidades

Hounsfield. El valor del 2 dimensional pixel exhibido es determinado por la

cantidad de datos incluidos en el cálculo (el espesor de la tabla) y el algoritmo

procesador (el máximum, la proyección mínima de intensidad, o común AIP o

rayo suma). Usualmente las tomas significativamente más largas que

escanden adquisición, y generación de rutina de sets grandes de datos puede

impedir flujo de trabajo del escáner en las tasas lentas de reconstitución.


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Si un escáner es comprado en previsión de aplicaciones adelantadas del 3D,

entonces los datos rápidos que la reconstitución debería ser considerada una

prioridad.

CLASES DE RECONSTRUCCIONES EN TOMOGRAFIA

REFORMACIÓN MULTIPLANAR (reconstrucción multiplanar)

La reformación Multiplanar (MPR) es el proceso de usar los datos de

imágenes axiales de CT y crear imágenes de dos dimensiones poco axiales

(figura 7). Las imágenes MPR son coronal, sagitales, oblicuas, o las imágenes

curvadas del avión generaron de un avión sólo 1 voxel en el espesor cortando

transversalmente un set o “una fila ” de imágenes axiales (15,23,24,28). Esta

técnica es particularmente útil para evaluar estructuras esqueléticas, desde

que alguna la alineación de fracturas y de la juntura no puede ser fácilmente

aparente en capítulos axiales.

Multiplanar en el que las imágenes pueden ser “ espesadas ” corta en trozos

rectangulares rastreando un rayo en proyecto a través de la imagen para el ojo

del espectador, entonces tramitando los datos encontrados como ese rayo

atraviesa la fila de capítulos reconstruidos a lo largo de la línea de visión

según uno de varios algoritmos (figura 8) (24,29,30). Las técnicas

Proyecciones usadas en “ espesores ” de imágenes del multiplanar incluyen

proyección máxima de intensidad (MIP), suma de intensidad de mínima

proyección (MinIP), AIP, del rayo, y volumen dando y son algunas veces

llamadas “ reformaciones de volumen multiplanar ” (31).

De la fig 7


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LA REFORMACIÓN CURVADA DEL PLANAR

La reformación curvada del planar está un tipo de MPR competente poniendo

en línea el axis largo del avión del imagines con una estructura anatómica

específica, algo semejante como un vaso sanguíneo, en vez de con un avión

arbitrario (15,16) del imagen planar reformación encorvado pueden ser

creados para incluir una estructura entera en una sola imagen. Esto es

particularmente útil en exhibir una vasija entera, un uréter, o un largo largo

de intestino, como estas estructuras tubulares se ven de otra manera sólo

siguiéndolos en las imágenes consecutivas (figura 9). A diferencia de

superficie o las imágenes dadas en volumen del 3D, las imágenes curvadas del

planar exhiben el perfil seccional en la cruz de una vasija a lo largo de su

largo, facilitando caracterización de stenoses u otras anormalidades del

intraluminal. Sin embargo, la derivación manual del avión curvado puede ser

consumidora de tiempo y puede resultar en artifactual “ pseudolesions.” La

reciente introducción

De métodos automatizados para planar curvado generador las reformaciones

han sido enseñadas a interacción del usuario de disminución cronometre rato

de por ahí 86 % de manteniendo calidad de imagen y realmente decreciendo

el número de artefactos (32). El concepto de MPRs de engrosamiento en

tablas puede ser aplicado para las reformaciones curvadas del planar

igualmente, resultando en curvó reformaciones de la tabla (33).


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Figure 9.

La reformación planar curvada. (a) Three-dimensional volume-rendered

image shows the curved course of the right coronary artery. (b) Curved

planar image of the right coronary artery shows a cross section of the vessel in

its entirety. In this case, several points were selected along the course of the

vessel on axial images; semiautomated software then defined an imaging

plane that includes the entire length of the vessel. Because the imaging plane

is defined by the vessel, other structures in the image are distorted.

Figure 10.

AIP of data encountered by a ray traced through the object of interest to the

viewer. The included data contain attenuation information ranging from that

of air (black) to that of contrast media and bone (white). AIP uses the mean

attenuation of the data to calculate the projected value.


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PROYECCIÓN DE INTENSIDAD PROMEDIO

AIP describe un tipo de algoritmo usado para espesar MPRs. La imagen

representa el promedio de cada atenuación componente que el valor encontró

por un rayo lanzado a través de un objeto hacia el ojo del espectador (figura

10). Comenzando con un MPR con un espesor de sólo 1 pixel (0.5 – 0.8 mm),

espesando la tabla del multiplanar por ahí AIP utilizador puede ser usado

para producir imágenes que tienen una apariencia parecido a las imágenes

axiales tradicionales acerca de la resolución bajo ( figura 11) de contraste. Esto

puede ser útil para caracterizar las estructuras internas de un órgano sólido o

las paredes de estructuras vacías como vasos sanguíneos o el intestino.

Un algoritmo diferente de procesamiento, una suma del rayo, es ofrecido en

algunas estaciones de trabajo en lugar de o además de AIP. En vez de

promediar los datos a lo largo de cada rayo en proyecto rastreando, la suma

del rayo simplemente añade todos los valores, como el nombre insinúa (30).

Por consiguiente, las imágenes de suma del rayo de volumen lleno pueden

tener una apariencia parecido a eso de una radiografía convencional.

Sin embargo, la suma del rayo de la tabla rala produce imágenes que aparecen

parecido a las imágenes AIP.

Figura 11.

Los efectos de AIP en una imagen del hígado. (Uno) la Coronal imagen

reformateada creada con un espesor predeterminado de 1 pixel

(aproximadamente 0.8 mm). (B) Aumentando el espesor de la tabla para 4


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mm por ahí resultados utilizadores AIP en una imagen del alisador con menos

ruido y la resolución mejorada de contraste. La calidad de imagen es similar

tan usado en la evaluación axial del abdomen.

LA PROYECCIÓN MÁXIMA DE INTENSIDAD

Las imágenes MIP son logradas ostentando sólo el valor más alto de

atenuación de los datos encontrados por un rayo lanzado a través de un objeto

para el ojo de viewer‟s (el Higo 12) (29,34). MIP es más conveniente usado

cuando los objetos de interés son los objetos más claros en la imagen (35) y se

usa para evaluar material de contraste – las estructuras llenas para la

angiografía de CT y la urografía de CT. Las imágenes de volumen MIP grande

por mucho tiempo se han usado para sacar imágenes del 3D de datos de

angiografía MR (30).

Figura 12.

MIP de datos encontrados por un rayo rastreado a través del objeto de interés

para el espectador. Los datos incluidos contienen información de atenuación

extendiéndose desde eso de aire (el negro) para eso de soporte lógico

informático de contraste y hueso (el blanco). MIP proyecta sólo el valor más

alto encontrado.


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Porque sólo Los datos con el valor más alto son usados, las imágenes MIP

usualmente contienen 10 % o menos de los datos originales, un factor que

fueron críticos cuando poder de procesamiento de la computadora limitó

accesibilidad adelantó técnicas del imaging (35).

Los MIPs de la tabla gruesa también pueden ser aplicados para los datos de

angiografía de CT para incluir segmentos largos de una vasija, sino adelgaza

tabla que las imágenes MIP (con espesor de capítulo menos de 10 mm)

miraron consecutivamente

PMI es una técnica de representación tridimensional que evalúa cada voxel a

lo largo de una línea desde el ojo del observador a través del volumen de datos

y selecciona el valor máximo de vóxel, que es el que se representa, Esta

técnica de representación 3D, como la anterior, también está ampliamente

extendida en los paquetes de software de diversas marcas comerciales de

equipos, y su utilidad clínica ha sido extensamente evaluada. En la actualidad

se ha demostrado una técnica muy valiosa para la obtención de imágenes

angiográficas tridimensionales, tanto en TAC como en RM. Sin embargo, el

principio inherente a ésta técnica es la causa de sus principales limitaciones:

se representará únicamente el material con mayor densidad a lo largo del

“rayo”, lo que significa que un fragmento de calcio (más denso que el

contraste), oscurecerá información de la luz vascular.


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Figura 13.

Los efectos de MIP cortan en trozos rectangulares espesor en una imagen del

coronal del abdomen. (Una, b) el Changing de la técnica AIP (uno) para la

técnica MIP (b) en un espesor fijo de la tabla de 2.5 resultados mm hacia

adentro aumentó conspicuity de vasijas.

(C – f) Más vasijas están incluidas por la imagen como los incrementos de

espesor de capítulo para 5 mm (c), 10 mm (d), 15 mm (e), y 20 mm (f). Sin

embargo, el uso de tablas gruesas también resulta en obscuración de las

vasijas por otras estructuras de atenuación (los huesos, otras vasijas) alta.

Puede proveer más información diagnóstica útil, como la parte pequeña que

las estructuras son menos probables para ser obscurecidas (figura13) (36,37).

Aunque las imágenes de volumen MIP grande pueden demostrar vasijas en su

totalidad


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El aprecio de relaciones del 3D entre restos de estructuras limitados por una

falta de pistas visuales que permiten percepción de relaciones de profundidad

(16).

Figura 14.

MIP de datos encontrados por un rayo rastreado a través del objeto de interés

para el espectador. Los datos incluidos contienen información de atenuación

extendiéndose desde eso de aire (el negro) para eso de soporte lógico

informático de contraste y hueso (el blanco). MIP proyecta sólo el valor más

alto encontrado.


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Figura 15.

La imagen de la tabla Coronal del tórax (el espesor de la tabla _ 20 mm) creó

con MinIP, AIP, y MIP. (Uno) En la imagen MinIP, las aerolíneas centrales

son claramente demostradas. Los cambios asimétricos de emphysematous

son vistos del lado de la razón lóbulo superior. (B) En la imagen AIP, las

aerolíneas centrales no se ven igualmente; Los cambios de emphysematous

permanecen que visibles sino es menos aparente. Interstitial y estructuras

vasculares dentro de los pulmones se ven mejor que en la imagen MinIP. (C)

En el MIP la imagen, las aerolíneas y cambios emphysematous son

obscurecidos por estructuras vasculares softtissue y. Los segmentos más

largos de las vasijas son visibles en la imagen AIP.


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Figura 16.

SSD e imágenes dadas en volumen de una vena cava inferior yaciendo encima

de la columna vertebral. (Uno) SSD crea un modelo efectivo del 3D para

mirar estructuras óseas en una más perspectiva anatómica que es logrados

con imágenes axiales solo. Fue usado en este caso evaluar fracturas pélvicas

no incluidas en esta imagen. (B) el dar Volume logra una apariencia similar

del 3D para dejar inspección de las superficies óseas entrar en una

perspectiva relativamente anatómica natural. Además, la clasificación del

tejido fino de asignación de color posible con dar volúmenes permite

diferenciación mejorada de la vena cava inferior de la columna vertebral

adyacente.


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LA PROYECCIÓN MÍNIMA DE INTENSIDAD

Las imágenes MinIP son imágenes de la tabla del multiplanar producidas

ostentando sólo la atenuación mínima que el valor encontró a lo largo de un

rayo lanzado a través de un objeto hacia el ojo del espectador (el Higo 14).

MinIP no es usado comúnmente pero puede estar acostumbrado a generar

imágenes de las aerolíneas centrales o las áreas de aire poniendo trampas

dentro del pulmón (FIGURA 15) (38). Estas imágenes pueden proveer

perspectiva valiosa en lesiones definitivas para la planificación quirúrgica o

detectando enfermedad pequeña sutil de la aerolínea.

SHADED SURFACE DISPLAY

El despliegue disfrazado (SSD) de la superficie, también la llamada superficie

dando, provee una vista del 3D de la superficie de un objeto (FIGURA 16). La

superficie de un objeto primero debe ser separada de otras estructuras, un

proceso llamó segmentación (discutido posterior). Pues las estructuras óseas,

esto pueden ser tan simples como seleccionar un umbral que excluye

estructuras del tejido fino suave. Para otros objetos, la segmentación puede

requerir edición meticulosa. Todos los datos dentro del volumen son

incluidos. Adentro o excluido de la imagen con base en la detección del borde

y/o thresholding, resultante en un set de datos (39–41) binario.

Un procedimiento que disfraza escala gris es entonces realizado usando una

fórmula para computar la observada intensidad ligera en una escena dada del

3D, simulando reflexiones de la superficie y ensombreciéndose de una fuente

ligera artificial (40,42,43). El procedimiento del matiz asume la presencia de

luz de bajo nivel y ambiental o difusa así como también un rayo de luz más

claro, directo. Pule perpendicular para el rayo de luz tienen los niveles más

altos de iluminación mientras que otras superficies aparecen sombreadas,

parecido a un alivio de la superficie el mapa solió comunicar características

del terreno de la superficie en los modelos cartográficos (44).

Las combinaciones de resultado directo y difuso y ligero en un rango de

persianas gris.


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Figura 17.

Las limitaciones de datos de SSD. Los datos de la superficie están

segmentados de otros datos por medio de la selección manual o un umbral de

atenuación. La gráfica en la parte inferior de la figura representa un umbral

de atenuación seleccionado para incluir la corteza brillantemente renal

realzada en contraste y las vasijas renales durante la angiografía de CT. El “

foco virtual ” en la esquina superior izquierda representa el proceso del matiz

de la escala gris, cuál en realidad está derivativo por medio de una serie de

cálculos. Ilustrar el set “ vacío ” de datos que resulta del descarte todo menos


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los datos de interpretación de la superficie, la ilustración fue de hecho creado

usando una imagen dada en volumen del riñón con un avión cortado cortando

transversalmente el parénquima renal. La subsiguiente edición estaba

obligada a remover las características internas del objeto al conservar la

superficie presenta de la imagen original.

Las unidades HU _ Hounsfield.


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Figura 18.

(La naturaleza rica en datos de volumen dando. La gráfica en la parte inferior

de la figura demuestra cómo los datos de atenuación se usan para asignar los

valores a una clasificación del tejido fino de histogram-base consistente en

regiones deformables para cada tipo de tejido fino incluido. En este caso, sólo

el tejido fino lleno de grasa, suave, las vasijas, y al hueso les son asignados los

valores, pero las clasificaciones adicionales pueden agregarse tan necesitadas.

La opacidad y el color que la asignación puede variar dentro de una región

dada, y que la forma de la región puede ser manipulada logran efectos

diferentes de imagen. Porque hay a menudo traslape en los valores de

atenuación entre tejidos finos diferentes, las regiones de clasificación pueden

traslapar. Así, la clasificación de tejido fino exacto y del borde puede requerir

cálculos matemáticos adicionales que toman en consideración las

características de limitar con datos. Las unidades HU _ Hounsfield.)

SSD ha estado acostumbrado a demostrar descubrimientos como fracturas

después de que son diagnosticados en imágenes de dos dimensional (45). Sin

embargo, lo mismo que MIP Descarta descartes de valor de bajo datos, SSD

todo menos los datos que definen superficie, típicamente usando menos de 10

% de los datos adquiridos (figura 17) (35,46). Aunque disminuir la cantidad

de datos fue a menudo una ventaja cuando el poder de procesamiento de la

computadora fue un factor limitativo, esto es ya no menester y la naturaleza

binaria de interpretación de la superficie limita flexibilidad de los datos y la

hace propensa para artefactos indeseables (47). El dar volúmenes no es ahora

preferible para SSD para más en caso de que no todas las aplicaciones (38,45)

REPRESENTACIÓN VOLUMÉTRICA (VOLUMEN RENDERING)

Esta técnica de representación tridimensional toma todo el volumen de datos

y suma la contribución de cada vóxel a lo largo de una línea desde el ojo del

observador a través del volumen de datos y representa la composición

resultante para cada píxel de la pantalla. La incorporación de información de

todo el volumen de datos supone una mayor fidelidad a estos datos; sin

embargo, para manejar estos volúmenes de información son necesarios

procesadores muy potentes. Este es el motivo por el que esta técnica ha sido la

última en incorporarse al resto de técnicas 3D rutinarias.


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El valor del píxel se obtiene considerando los valores de los “rayos”

como la representación de una variación de opacidades. (Se define la

opacidad en este caso como el grado en el cual la luz no puede penetrar en un

objeto). Distintos valores de opacidad se asignan a los diferentes valores del

vóxel, lo cual puede representar las diferentes propiedades de los tejidos,

como por ejemplo las densidades.

El efecto es reproducir los objetos de alta opacidad más claramente

visibles sobre los objetos menos opacos, los cuales aparecen transparentes en

mayor o menor grado. El resultado es la posibilidad de ver diferentes tipos de

tejidos, en vez de ver solo el primer tejido como sucede en el SSD; el VR

permite ver simultáneamente objetos con diferentes propiedades.

La opacidad 0 se asigna a los vóxeles transparentes, por lo que no se verán en

la imagen. La opacidad 1 se asigna a los vóxeles totalmente opacos que no

transmiten luz pero la reflejan totalmente y obtienen así una apariencia

sólida. Los vóxeles con opacidad intermedia se muestran de forma

semitransparente.

La representación volumétrica se puede obtener en tres formas: sombreado

en blanco y negro, sombreado a color y sombreado a color de múltiples

objetos.

Sombreado en blanco y negro: El valor de sombreado de un vóxel se

define por su opacidad. El resultado final es un amplio porcentaje de valores

de vóxeles en cada rayo.

La contribución mas significativa viene dada porque lo vóxeles localizados

cerca de la superficie donde las propiedades del tejido son las mismas. Los

bordes son visibles como una línea oscura debido a que el ray atraviesa un

gran numero de vóxeles. Es útil para estudios de vascular o hueso.

Sombreado a color: El valor de sombrado de un vóxel se define por su

opacidad y la orientación local de la superficie definido por la localización del

vóxel. El color se basa en el valor del vóxel.

Sombreado a color de múltiples objetos: Al igual que el sombreado a

color el valor del sombreado para el vóxel se define por su opacidad y la

orientación local de la superficie por la localización del vóxel. El color se basa

en el color asignado a cada objeto u objetos en caso de selección múltiple.


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La interpretación de volumen hace posible muchas de las aplicaciones

adelantadas del imagines actuaron datos de CT ahora. La tecnología

utilizadora originalmente desarrollada Para la animación de la computadora

de la película (46,48), el dar volúmenes asigna los valores de opacidad en un

espectro lleno de 0 % a 100 % (demuela diapositiva para totalizar opacidad) a

lo largo de una proyección artificial de la línea de visión usando una colección

variada de técnicas computacionales (16,47). Porque todos los datos

adquiridos pueden ser usados, el dar volúmenes requiere signifi-cantly poder

mayor de procesamiento que MIP o la superficie dando, limitando

disponibilidad ancha hasta los avances relativamente recientes en hardware

de la computadora (17,39). Los esquemas rectangulares o trapezoidales de

clasificación pueden ser aplicados a lo largo del espectro de opacidad,

calculando la probabilidad que un voxel dado contiene un tipo específico (45)

del tejido fino, con clasificaciones separadas para tejidos finos como hueso


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Figura 19.

(La imagen dada en volumen tridimensional de una vena cava inferior

duplicada. El color que el rango seleccionó es tal que los valores de opacidad

de las estructuras parcialmente venosas realzadas en contraste son azules,

mientras que lo más altamente realzó estructuras arteriales son rojas. La

rampa de color fue seleccionada para lograr casi asignación binaria de color

para evitar una apariencia calificada de las vasijas)

El tejido fino suave, las vasijas realzadas en contraste, el aire, y la grasa, a

merced de la tarea clínica a la mano (48). Como en SSD, el disfrazar escalas

gris es en el que se concentró simulan las reflexiones de la superficie y

ensombreciéndose de una fuente ligera artificial; Sin embargo, más

sofisticaron cálculos son posibles usar limitar con valores del voxel, desde que

los datos volumétricos están disponibles (47–49).


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Por ejemplo, en lugar de la segmentación manual o un umbral de atenuación

estando acostumbrado a definir una superficie, los cambios abruptos en la

atenuación entre voxels adyacentes pueden dar señas de una transición de un

tipo de tejido fino para otro. Alguna prefiere el término “ compositing ” para

describir los efectos alumbrantes realizados en el volumen dando (50)

Aunque la naturaleza del 3D de dar volúmenes la hace aparecer parecido a

SSD, asignar un espectro lleno de opacidad aprecia y la separación de la

clasificación del tejido fino y disfrazando procesos provee un set de datos

mucho más robusto y versátil que el sistema binario ofreció por SSD (figura

18) (47,51,52). Coaliciones que dan volumen el uso de valores de opacidad e

iluminando efectos a permitir aprecio de relaciones espaciales entre

estructuras.

Sin embargo, hay limitaciones en la percepción si la clasificación del tejido

fino y superficie oscureciéndose están restringidas para poner gris balanza.

Aplicando color al sistema de clasificación del tejido fino del histogram y

reservando ponga gris balanza para los efectos luminosos, el enlucido de

volumen usa el procesamiento de datos rápido inherente en las sendas ópticas

humanas lograr percepción intuitiva de relaciones de profundidad en sets

grandes (16,53,54) de datos. Aunque la aplicación de “ pseudocolor ” para la

clasificación del tejido fino puede usarse para realzar La discriminación entre

las estructuras (figura 19) (55–57), la nota que estas combinaciones de colores

no representan el color óptico verdadero de los tejidos finos.

En contraste a la progresión previsible, lineal de escala gris aprecia en las

imágenes axiales reconstruidas convencionales de CT, la tasa de progresión

en la asignación de color dentro de clasificaciones del tejido fino y en regiones

de transición pues el dar volúmenes está hecha a la medida para aplicaciones

particulares. Aunque esto hay que lograr los efectos deseados del 3D, la

naturaleza arbitraria de asignación de color - se admitir - evita los errores a

los que pueden ocurrir atribuyendo significado clasificación errónea (53) del

tejido fino.

Tales errores fueron más pronunciados con intentos para ejercer asignación

de color para SSD y estaban a menudo adscritos para el ruido de imagen, el

volumen parcial efectúa en prejuicio del tejido fino de confines, del usuario, y

desviación de datos de la distribución asumida en el histogram aplicado (58).

Sin embargo, los derrumbaderos similares pueden ser encontrados con

volumen dando igualmente.


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Uno de las muchos fuerzas de volumen dando es la habilidad para seleccionar

una colección variada de perspectivas que mira.

Además de mirar ángulo y distancia, los esquemas de percepción pueden ser

en los que se concentró simule tipos específicos de visualización como la

endoscopia del fiberoptic. En términos generales, el dar volúmenes puede ser

ostentado como ya sea el volumen ortográfico o perspectivo dando.

EL VOLUMEN ORTOGRÁFICO DANDO

La interpretación ortográfica es el método más común de despliegue y asume

visualización externa de un objeto, muy análoga mirando una estatua en un

museo. A pesar del ángulo que mira seleccionado, despliegue se basa en la

suposición que los rayos ligeros alcanzando nuestros ojos son paralelos,

parecido a ver objetos de una gran distancia (24). Como consecuencia, las

estructuras no se distorsionan por la proximidad para el punto de vista

(figura20).

EL VOLUMEN PERSPECTIVO DANDO

El volumen perspectivo dando, algunas veces llamó immersive dando, asume

un punto de vista en una distancia finita, usualmente desde adentro de un

lumen, y esté acostumbrado a simular endoscopia del fiberoptic. En vez del

paralelo ligero de ser de rayos, proyectaron rayos ligeros son enfocados para

enfocar en el punto de vista, simulando convergencia ligera natural en la

retina humana (24). La distorsión resultante facilita percepción de distancia

con base en el tamaño del objeto.

Los objetos cerca del punto de vista aparecen grandes, considerando objetos

más lejanos aparece en trozos pequeños (25).

Esta técnica puede ser aplicada para cualquier tipo de lumen, aunque la

mayoría comúnmente describió aplicaciones incluyen evaluación de los dos

puntos, árbol bronquial, tracto urinario, y arterias (31,59 – 64). El dar

perspectivo de volúmenes puede ser de ayuda en planear procedimientos del

endoscopic y puede facilitar un aprecio intuitivo de relaciones entre las

estructuras anatómicas (el Higo 21). Mientras que la endoscopia de fi-

beroptic esté limitada para la visualización de las características internas de

un lumen, la inspección visual con dar perspectivo de volúmenes puede estar

extendida más allá de las paredes del lumen a incluir estructuras adyacentes

del extraluminal.


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LA SEGMENTACIÓN

La segmentación es el proceso de datos que selecciona para ser incluida en

una imagen del 3D. Ejerciendo volumen dando o SSD para uno entero

escande volumen a menudo resulta en estructuras obscureciendo el objeto de

interés.

La segmentación deja algunas porciones de la imagen estar selectivamente

incluida o excluida usando una colección variada de técnicas. Este proceso

requiere reconocimiento del tejido fino para ser seleccionado así como

también definición de confines espacAmbos reconocimiento del tejido fino y

definición pueden ser realizados automáticamente o con asistencia humana

(65). Los programas automatizados de segmentación, cuál implican

colocación de una “ semilla ” entonces expansióniales precisos entre tejidos

finos para ser incluido y excluido (50).

De la región a ser incluido o quedar excluido usar algoritmos basados en

umbrales, continúa mejorando y rápidamente puede quitar los huesos o

puede aislar estructuras vasculares. Porque la segmentación óptima no puede

ser lograda con programas automatizados solo, varios otras formas básicas de

segmentación están disponibles

Figura 20.


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El volumen ortográfico dando de las aerolíneas. La imagen dada en volumen

de un paciente con stenosis traqueales (la flecha) incluye a la aerolínea de la

hipo-faringe para justamente por encima del carina.

La imagen no se distorsiona por la proximidad o ángulo del punto de vista y

provee una vista “ externa ” de relaciones anatómicas. La segmentación de las

aerolíneas fue lograda asignando una alcayata en la opacidad en la interfaz

entre aire y la atenuación del tejido fino suave. Yacer encima de tejido fino del

pulmón estaba removido con región de edición de interés para evitar

obscurecer la tráquea.

REGION-OF-INTEREST EDITING (NAVEGACION VIRTUAL)

La región de editar intereses es el método más básico de segmentación. Una

región de interés está removida por ahí manualmente sacando uno

rectangular, elíptico, u otra forma desde adentro del set de datos usando un

tipo de bisturí virtual para “ cortar ” la región definida (figura 22) (16). La

región delineada es moldeada a través del volumen a lo largo de un camino

lineal.

Inversamente, una región de interés también puede ser seleccionada para ser

incluida en la imagen mientras todos otros datos quedan excluidos. Los

programas tempraneros requirieron extracción de objetos en cada imagen

axial, mientras el software actual permita extracción de objetos de ya sea las

imágenes 3D de dos dimensiones o


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Figura 21.

El volumen perspectivo dando de las aerolíneas. Coronal axial (llegue al

fondo de izquierda) (llegue al final bien),, y pecho sagital (llegue al fondo

bien) que CT escudriña muestran una masa izquierda del hilar, lo cual es

situado entre estructuras vasculares.

La broncoscopia virtual (immersive dando con un punto de vista dentro del

árbol del tracheobronchial) (corone izquierda) estaba acostumbrado a guiar

subsiguiente biopsia transbronquial, permitiendo seis biopsia pasa entre

estructuras vasculares centrales sin sangrado significante.


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Figura 22.

La región de edición de interés. Imagen dada en volumen (la vista posterior)

(uno) Tridimensional de pecho CT funcionó en un trauma paciente con una

fractura de T10. Una región incluyendo una porción de las costillas izquierdas

están definidas manualmente (la zona verde). (B) La región seleccionada está

entonces removida de la imagen. (C) la extracción Rib permite visualización

de la fractura en una proyección lateral sin interferencia de costillas que yace

encima de.


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LA OPACIDAD THRESHOLD

Porque cada componente de datos de a una imagen dada en volumen le es

asignado un valor de opacidad, un umbral puede ser seleccionado para

determinar la opacidad mínima esto es desplegada. Todos los datos con

valores debajo del umbral son omitidos de la imagen (figura 23). Los

umbrales de opacidad por mucho tiempo han estado disponibles

Como un método de segmentación a facilitar extracción de estructuras de

fondo en CT y angiografía MR.

Este concepto es particularmente útil cuando es aplicado para el volumen

dando de volúmenes grandes del tejido fino.

Más estructuras del tejido fino suave pueden ser a las que se sumó

La imagen bajando el umbral. Además del valor del umbral, la curva que

define la tasa de cambio en la asignación de opacidad puede estar conformado

para servir para propósitos diferentes. Aunque las curvas lineales son usadas

más a menudo, la curva puede ser a la que se ajustó simula un proceso

binario como SSD o incluye sólo el rato suave de tejidos finos excluyendo aire

y hueso.


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Figura 23.

El uso de un umbral de opacidad para la segmentación, tan demostrado en un

campo lleno de 3D de la vista la imagen dada en volumen del pecho y el

abdomen. (Uno) UN umbral bajo de opacidad deja la piel obscurecer los

contenidos abdominales. Una fila vertical de botones de la camisa se ve en el

midline.

(B – d) Progresivamente creciente el umbral de opacidad excluye primeros

tejidos finos suaves low-opacity (la piel, llena de grasa de la opacidad bajo

(b) entonces los tejidos finos suaves high-opacity (la pared de músculo, del

intestino de la opacidad alta (c) mientras los organismos realzados en

contraste y las vasijas se quedan (d).

(E) a La larga sólo los objetos (el hueso, el calcio, excretó material de

contraste) más opacos sobran.


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LAS CONCLUSIONES

Los ejemplos precedentes son pretendidos para aclarar terminología básica

usadas en alguna de las aplicaciones adelantadas del 3D CT disponible hoy. El

progreso rápido en la tecnología no ha sido con el que se hizo juego por el

progreso en la educación de médico y del tecnólogo y el entrenamiento. Mi

comunicación y mi confusión pueden resultar en frustración y uso ineficaz de

La tecnología moderna de CT y pos procesando software.

Los protocolos del examen de diseño que optimizan calidad de datos y la dosis

de la radiación para el paciente requiere familiaridad con los conceptos de la

colimación de viga y de capítulo como tengan aplicación para – la fila del

detector CT. Una comprensión básica del tiempo limitó naturaleza de datos

de proyección y la necesidad para el capítulo ralo reconstitución axial para

aplicaciones del 3D hay que usar los datos disponibles eficazmente en la

práctica clínica.

Hemos alcanzado un tiempo, previsto por alguna (23), cuando los datos

volumétricos pueden ser archived para cada examen de CT, permitiendo

exploración de los datos con una variedad de técnicas de interpretación

durante la interpretación inicial o más tarde. Tal como los radiólogos deban

entender los principios y derrumbaderos de ultrasonografia exactamente

interpretar exámenes del sonographic y supervisar a sonographers, la imagen

volumétrico de CT requiere a un radiólogo educado. El aprecio de las fuerzas

Y las debilidades de técnicas disponibles de interpretación es esencial para

asignar aplicación clínica y es propensa a cobrar progresivamente

importancia como la capacidad enlazada en red del 3D puede usarse para

integrar tiempo real dando en la interpretación de imagen de rutina.

Finalmente, los usuarios educados de tecnología pueden mejor demandar

formas convenientes y eficientes de presentación de segmentación y de

imagen, una demanda que pueden ser una fuerza motriz detrás del desarrollo

de tecnología.

Con el rápido e imparable avance de la tecnología aplicada a la medicina

tenemos en la posibilidad de obtención de imágenes en 3D una nueva

herramienta que sin duda ya actualmente, pero aun más, en un breve plazo de

tiempo, va a aportar una nueva visión en el diagnóstico por la imagen, con la

aparición a diario de nuevas aplicaciones.

Una gran ventaja de estas técnicas es su escasa invasividad y comodidad para

el paciente ya que se aprovechan las imágenes obtenidas con los nuevos Ct

helicoidales, cada vez más rápidos y con posibilidad de corte fino rutinario.


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Será importante a partir de ahora ir cambiando la visión axial y bidimensional

de la anatomía en los estudios de Ct clásicos, por una nueva concepción

tridimensional y con planos en cualquier sentido del espacio.

Consecuencia de estos avances es necesaria la mayor preparación y

comprensión de la técnica por el profesional que la vaya a realizar para

sacarle el máximo provecho y no caer en defectos que podrían inducir a

errores diagnósticos posteriores (ej; mal uso de umbrales y recortes) a la hora

de analizar las imágenes por el radiólogo.

Evidentemente, dentro de esta mayor preparación no solo se entendería la

meramente técnica, sino también sería muy importante un amplio

conocimiento de la anatomía humana, para que en conjunto permitiesen al

profesional manipular las imágenes adecuadamente y presentarlas para su

análisis y diagnóstico definitivo de forma correcta.

Todo esto bien asumido y llevado a cabo puede ahorrar una gran cantidad de

tiempo al siguiente profesional de la cadena del diagnóstico por la imagen, el

radiólogo, pudiendo dedicarlo a otros menesteres, ya que hoy por hoy, estas

técnicas suponen un gran tributo a pagar en forma de tiempo para conseguir

mediante el postprocesado en las estaciones de trabajo las imágenes 3D.

¿Qué es una ROI?

ROI significa Región de Interés. Es una herramienta de medida que permite

medir unidades Hounsfield e informar de desviaciones media y estándar. Ésta

es una media de todos los píxeles del área definida. También se informa del

área (tamaño) de la ROI.

El tamaño de la ROI puede ajustarse, al igual que su posición.

¿Qué es una MIROI?

MIROI significa Región de interés con imágenes múltiples. Es una

herramienta que ayuda a representar gráficamente los cambios de densidad

en una sola área en el tiempo. Esta herramienta es útil para mostrar un

cambio en el aumento del contraste a lo largo del tiempo en un área

designada.

MIROI requiere imágenes múltiples de una sola serie con igual posición,

inclinación del estativo, tamaño de píxel y centro DFOV. En cuanto se hayan

realizado las exploraciones, se puede utilizar la función MIROI.


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PARTE IV

PREPARACION DEL PACIENTE PARA UN TAC

El TECNOLOGO MEDICO, desde que el paciente entra en el Servicio de

Radiodiagnóstico, está en contacto directo con éste; por tanto, es

responsabilidad nuestra que esa persona que se encuentra en un medio

extraño, que siente temor a lo desconocido, ansiosa de conocer el resultado de

la prueba, se mantenga lo más serena posible.

Ello repercutirá, en primer lugar, en su propio beneficio, y también en el

nuestro, ya que de la colaboración del paciente va a depender en buena

medida el resultado del estudio.

Nuestra relación con el paciente la debemos llevar a cabo con suma

prudencia.

En primer lugar, nos debemos mostrar amables; la cortesía es fundamental

en cualquier relación humana. Máxime cuando se trata del ámbito

hospitalario.

En segundo lugar. Debemos tener en cuenta que las instrucciones que le

demos sean completas. Sencillas y escuetas; completas porque el paciente no

conoce la prueba que se le va a realizar; sencillas porque el paciente no

comprende los términos médicos, por familiares que a nosotros nos parezcan;

y escuetas porque si lo abrumamos con órdenes suele olvidar la mayor parte

de ellas.

En resumen, debemos tener paciencia y elaborar una información

comprensible. Ofreciendo profesionalidad para facilitar tanto la estancia del

paciente en la TC. Como nuestro propio trabajo.

PROTOCOLOS EN TOMOGRAFIA


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Desde un punto de vista más práctico hay una serie de normas que debemos

cumplir para realizar un buen trabajo: verificaremos la información del vale

de petición con el paciente, asegurándonos de que coinciden tanto los datos

personales como el estudio requerido.

Una vez hecho esto. Explicaremos al paciente en qué consiste la prueba

(indicándole que debe permanecer quieto, colaborar con la respiración. que

puede ser necesario administrarle un contraste intravenoso. etc.).

Se le indica que se desprenda de la ropa y objetos metálicos que pudiera

portar. Se le coloca en la camilla, utilizando si fuera necesario cabezales o

adaptadores e iniciaremos el estudio, cuyos pasos se explicarán con detalle

más adelante.

La circunstancia más comprometida para el paciente en un estudio de TC es

aquella en la que se utiliza contraste intravenoso dado que corren el riesgo de

sufrir una reacción alérgica al medicamento. Que en casos extremos. Pueden

provocarles la muerte.

PROCEDIMIENTO

Primeramente se le solicita al paciente, que se despoje de todo objeto

metálico. Posteriormente el paciente debe de acostarse sobre la camilla, en la

cual es amarrado, para evitar que éste se mueva durante el procedimiento. El

tecnólogo medico en especialidad en radiólogia, luego deja el paciente para

ubicarse en una pequeña habitación contigua, con una ventana especialmente

diseñada, que le permite observar el procedimiento y protegerse de las

sucesivas radiaciones del equipo. Allí puede manejar la consola. Además las

habitaciones cuentan con intercomunicadores, que le permiten estar en

contacto con el paciente. A veces, el estudio puede ser detenido, para inyectar

contraste, con el objeto de realizar ciertas estructuras. La duración total del

procedimiento, puede llevar entre 30 y 90 minutos, dependiendo del tipo de

tomógrafo utilizado. Finalmente, el medico radiólogo, realiza el informe

correspondiente a este procedimiento.


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En los protocolos que veremos seguidamente hay ciertas palabras que es

posible que se describan en diferentes centros de diferente manera, por lo

tanto las definiremos.

Basal: exploración realizada sin contraste endovenoso.

Care Bolus: método por el cual se administra contraste que al llegar a un

umbral fijado en U.H., se realiza el helical automáticamente.

Care Dosis: método por el cual se ajusta la dosis de radiación administrada al

peso del paciente.

Roi: señal visual circular que se coloca encima de estructura que se desea

medir y que al llegar al umbral deseado activara el care bolus.

Topógrama: Scout TC, o localizador.

Pacs: Archivo central donde se guardan todas las exploraciones.

Espiral: Helical, adquisición continua.

Pondremos algunos ejemplos de exploraciones de Tórax, abdomen, osteo-

articular, neuro, y algunas exploraciones de intervencionismo y especiales.

Las dosis y la definición no las incluiré en los protocolos, según los diferentes

aparatos y sus posibilidades los mAs y los Kv serán diferentes, intentar

irradiar lo menos posible


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Exploración de la cabeza por TAC para el

paciente.

Esto son algunas pautas que se preguntan los pacientes y el profesional esta

en la obligación de informarle correctamente y así colaborara en el examen.

1. EN QUÉ CONSISTE LA EXPLORACIÓN DE LA CABEZA POR

TAC

La exploración por Tomografía Axial Computada – a veces denominada

exploración TAC – consiste en un examen médico no invasivo ni doloroso que

ayuda al médico a diagnosticar y tratar enfermedades.

Las imágenes por TAC combinan un equipo de rayos X especial con

computadoras sofisticadas para producir múltiples imágenes o

visualizaciones del interior del cuerpo,. Luego, estas imágenes transversales

pueden examinarse en un monitor de computadora o imprimirse.

Las exploraciones TAC de los órganos internos, huesos, tejidos blandos o

vasos sanguíneos brindan mayor claridad y revelan mayores detalles que los

exámenes convencionales de rayos X.

La exploración por TAC ofrece información más detallada sobre lesiones en la

cabeza, derrames cerebrales, tumores cerebrales y otras enfermedades

cerebrales que las radiografías convencionales (rayos X).

2 ALGUNOS DE LOS USOS COMUNES DEL PROCEDIMIENTO

La exploración de la cabeza por TAC generalmente se utiliza para

detectar:

sangraduras, lesiones cerebrales y fracturas del cráneo en pacientes con

lesiones en la cabeza

sangraduras causadas por rupturas o fisuras de aneurismas en un

paciente con dolores de cabeza repentinos

un coágulo de sangre o una sangradura dentro del cerebro no bien el

paciente presentó síntomas de un derrame cerebral

un derrame cerebral, especialmente con una nueva técnica llamada

Perfusión por TAC


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tumores cerebrales

cavidades cerebrales agrandadas (ventrículos) en pacientes con

hidrocefalia

enfermedades o malformaciones del cráneo

La exploración por TAC también se utiliza para:

evaluar en qué medida se encuentra dañado el hueso y el tejido blando

en pacientes con traumatismo facial y planificar la reconstrucción

quirúrgica

diagnosticar enfermedades del hueso temporal al costado del cráneo,

que puede provocar problemas auditivos

determinar si la inflamación u otros cambios están presentes en los

senos paranasales

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

tejidos

orientar el paso de la aguja utilizada para obtener una muestra de tejido

(biopsia) del cerebro

evaluar aneurismas o malformaciones arteriovenosas mediante una

técnica llamada angiografía por TAC

3 FORMA EN QUE DEBO PREPARARME

Usted debe vestirse con prendas cómodas y sueltas para el examen. Es posible

que se le proporcione una bata para que use durante el procedimiento.

Los objetos de metal, como joyas, anteojos, dentaduras postizas y broches

para el cabello, pueden afectar las imágenes de TAC. Debe dejarlos en su casa

o quitárselos antes del examen. Es posible que se le solicite que se quite

audífonos y piezas dentales extraíbles.

Es posible que se le solicite que no ingiera alimentos o bebidas durantes

varias horas antes, especialmente si se utilizará en el examen material de

contraste. Usted debe informarle a su médico si se encuentra tomando algún

medicamento y si sufre algún tipo de alergia. Si tiene alergia conocida a los

materiales de contraste o "tinte", su médico quizás prescriba medicaciones

para reducir el riesgo de una reacción alérgica.


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Asimismo, informe a su médico si ha sufrido alguna enfermedad o dolencia

recientemente, y si tiene antecedentes de enfermedades cardíacas, asma,

diabetes, enfermedades renales o problemas de la tiroides. Cualquiera de

estas dolencias puede aumentar el peligro de efectos adversos poco

habituales.

El Tecnólogo radiólogo también debe saber si usted sufre de asma, mieloma

múltiple o cualquier otra afección de corazón, de los riñones o de la glándula

tiroides, o si tiene diabetes, especialmente si está tomando Glucophage.

Las mujeres siempre deben informar a su médico y al tecnólogo de TAC si

existe la posibilidad de que estén embarazadas.

4 CÓMO SE REALIZA

El tecnólogo comienza colocándolo a usted en la mesa de examen de TAC,

generalmente boca arriba o posiblemente de costado o boca abajo. Es posible

que se utilicen correas y cojines para ayudar en que se mantenga una posición

correcta y a que permanezca inmóvil durante el examen.

Si se utiliza material de contraste, el mismo será ingerido, inyectado por vía

intravenosa (IV) o administrado por medio de un enema, dependiendo del

tipo de examen.

A continuación, la mesa se moverá rápidamente a través del dispositivo de

exploración para determinar la posición inicial correcta para las

exploraciones. Luego, la mesa se moverá lentamente a través de la máquina

mientras la verdadera exploración se realiza.

Es posible que le soliciten que contenga la respiración durante la exploración.

Cuando el examen finalice, es posible que le soliciten que espere hasta que el

tecnólogo verifique que las imágenes son de alta calidad suficiente para

interpretación precisa.

Por lo general, la exploración por TAC de la cabeza se realiza en pocos

minutos.


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5 QUÉ EXPERIMENTARÉ DURANTE Y DESPUÉS DEL

PROCEDIMIENTO

La mayoría de los exámenes por TAC son rápidos, sencillos y sin dolor. Con el

TAC de espiral se reduce la cantidad de tiempo que usted debe permanecer

acostado sin moverse.

A pesar de que la exploración en sí misma no causa dolor, es posible que

exista cierta incomodidad al tener que permanecer inmóvil durante varios

minutos. Si usted tiene dificultades para permanecer inmóvil, sufre de

claustrofobia o tiene dolores crónicos, es posible que el examen por TAC le

ponga en tensión. El tecnólogo o la enfermera, bajo la dirección de un médico,

puede ofrecerle un sedante suave para ayudar a que tolere el procedimiento

de exploración TAC.

Si se utiliza material de contraste intravenoso, sentirá un pinchazo leve

cuando se inserta la aguja en su vena. Puede experimentar una sensación de

calor durante la inyección del medio de contraste y un gusto metálico en su

boca que dura unos minutos. En forma ocasional, se le puede desarrollar

comezón y urticaria, que puede aliviarse con medicación. Si se siente mareos

o experimenta dificultades al respirar, debe informarlo al tecnólogo o la

enfermera, ya que esto puede ser una señal de una reacción alérgica más

grave. Un radiólogo u otro médico estarán disponible para ayuda inmediata.

Si el material de contraste es ingerido, es posible que sienta que el sabor es

levemente desagradable. Sin embargo, la mayoría de los pacientes lo toleran

sin dificultades. Puede esperar experimentar una sensación de saciedad

estomacal y una creciente necesidad de expeler el líquido si se suministra el

material de contraste por medio de un enema. En este caso, tenga paciencia,

ya que la leve incomodidad no durará mucho tiempo.

Cuando usted ingresa al dispositivo de exploración por TAC, es posible que se

utilicen luces especiales para asegurarse de que usted se encuentra en una

posición apropiada. Con los modernos dispositivos de exploración por TAC,

oirá sólo sonidos de zumbidos y chasquidos mientras el dispositivo de

exploración por TAC gira a su alrededor durante el proceso de obtención de

imágenes.

Durante la exploración por TAC usted se encontrará a solas en la sala de

examen; sin embargo, el tecnólogo podrá verlo, oírlo y hablarle en todo

momento.


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Con los pacientes pediátricos, es posible que se le permita a uno de los padres

ingresar a la sala pero se le exigirá que utilice un delantal de plomo para

evitar la exposición a la radiación.

Luego de un examen por TAC, usted puede retomar sus actividades

habituales. Es posible que le den instrucciones especiales, si recibió material

de contraste.

6 CUÁLES SON LAS LIMITACIONES DE UNA EXPLORACIÓN DE

LA CABEZA POR TAC

Es posible que una persona de talla muy grande no pueda ingresar por la

abertura de una exploradora de TAC convencional. o que sobrepase el límite

de peso para la mesa movible.

Comparado con las imágenes obtenidas por RMN, los detalles precisos del

tejido blando (especialmente del cerebro, incluso los procesos de la

enfermedad) son menos visibles en las exploraciones por TAC. La TAC no

tiene sensibilidad para detectar inflamación de meninges, las membranas que

cubren el cerebro.

TC CEREBRAL

PREPARACIÓN:

Antes de empezar la exploración, se debe proceder a la colocación del cabezal

craneal.

Dar una información de manera clara al paciente (puntos anteriores),

sobre la exploración que se le va a realizar.

Algunos tomógrafos ya están

incluidos permanente los

cabezales.

TC CEREBRAL


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Informarse sobre si hay posibilidad de embarazo en la paciente. Pendientes,

clips, diademas etc… deberán ser retirados para no artefactar la imagen.

TÉCNICA:

El centraje se realiza situando la luz del plano axial sobre la línea órbito-

meatal.

Nosotros realizamos la exploración en 3 sequencias.

Fosa: Inicio / Fin Grosor Incremento

Fosa Posterior Agujero occipital hasta

finalizar peñasco. 2.5 mm. 5 mm.

Fosa Cerebral 1 Hasta finalizar

ventrículos laterales. 5 mm. 5 mm.

Fosa Cerebral 2 Hasta finalizar cavidad

craneal. 10 mm. 10 mm.


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PROTOCOLO UNICORTE

Número de cortes: de 15 a 20

Número de imágenes por placa : 15 a 20

Grosor e intervalo : 5mm infratentorial

10 mm supratentorial

Corriente : 150, 250mA

Línea de base : orbitomeatal

TÉCNICA

•Matriz : 340 x 340

512 x 512

•Filtros : Standard

•Ventana(N/A) : 40/80 50/150

•Área : adulto: 250mm

: Niño: 210 o 160

PROTOCOLO

TOMÓGRAFO

MULTICORTE

(secuencial)

Kv Mamp Fosa

Posterior

Supra

tentorial

Time

Exa.

Intervalo

de imagen

1 120 10

2 120 250 5 mm 5mm(4i) 2 seg 20. mm


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EXÁMENES SIN CONTRASTE SE PIDE CUANDO HAY:

•Traumas encefálicos

•Accidentes cerebro vasculares

•Hemorragias no traumáticas

•Atrofias, hidrocefalias

•Mastoides: Otomastoiditis, agenesias de conductos, fracturas

•En órbitas: fracturas

•Senos paranasales: pólipos, sinusitis y otros

PROTOCOLO CEREBRAL CONVENCIONAL

SCOUT:

kv :120

mA: 10

PARÁMETROS PARA EL ESTUDIO

SFOV: head

Kv. :120

mA : 250

ESPESOR (mm) 5 (4i)

grosor e intervalo de corte de 5 mm

delay: 60 segundos

contraste: 50 ml

velocidad del contraste: 2 ml/seg.

concentración del contraste: 350 mg/ml


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Bueno ahora es ver la anatomía tomográfica de los cortes que se obtuvo,

yo les recomiendo cualquier libro de tomografía porque? Tiene buenas

imágenes, si es para cráneo les recomiendo que se lean: POCKET ATLAS

OF SECTIONAL ANATOMY TC VOL1 DE T. B MOELLER – E. REIF

y el otro es ATLAS OF SKULL AND BRAIN ANATOMY

RADIOGRAPHIC DE SILVIA CAPOCCIA. ( siguiente imágenes de ej. )

ANGIOGRAFIA CEREBRAL TC


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PARÁMETROS TÉCNICOS EN TOMOGRAFÍA CEREBRAL

•Preparación del paciente:

Ayuno : neonatos ..........................3 horas

menores de 5 años ............4 horas

niños mayores o adultos.... 6 horas

•Volumen del contraste:

adulto: 1- 2 cc /kg de peso

niño: 2-3 cc /kg de peso

EXÁMENES CON CONTRASTE IODADO

•Todo proceso inflamatorio o infeccioso

•Todo proceso neoformativo

•Aneurismas o malformaciones vasculares

ANGIOTOMOGRAFIA

INTRODUCCIÓN

•La angiotomografía (CTA) , es una técnica no invasiva para visualizar vasos

sanguíneos, se adquieren imágenes continuas en cortes finos con material de

contraste, y se crean imágenes tridimensionales de los vasos intracraneales

VENTAJAS

•Esta técnica ofrece grandes ventajas para la identificación y caracterización

de las enfermedades vasculares.

•Mientras que la angiografía por resonancia también nos permite una precisa

caracterización de enfermedades vasculares, y puede ser usada como un


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método de despistaje, CTA puede ser usada como un adicional o definitiva

evaluación pre y post quirúrgica.

• Comparada con imágenes en unicorte, el multidetector provee una mayor

resolución temporal y espacial permitiendo imágenes mas cercanas a la

isotropía con grandes volúmenes, que abarcan estructuras vasculares

intracraneales completas.

•Sin embargo, la CTA tiene algunas limitaciones tales como una inferior

resolución espacial y temporal que la angiografía por sustracción digital, por

lo que esta técnica no puede ser reemplazada totalmente

TÉCNICA DE ADQUISICIÓN DE DATOS

•La angiotomografía tridimensional de vasos intracraneales puede ser

ejecutado con tomógrafo unicorte, o con CT multicorte, el cual tiene algunas

ventajas sobre el primero, como es una mejor resolución temporal, mejor

resolución espacial en el eje z, disminución del ruido de la imagen y mayor

cobertura anatómica.

• El multidetector adquiere mas rápidamente los datos, permitiendo imágenes

cercanas al isotropismo.

•Cuando las enfermedades vasculares están en una región limitada como es el

círculo de Willis, la ventajas del multidetector pueden ser menores, porque la

imagen también puede ser vista por un tomógrafo unicorte.

•El volumen del scanning deberá ser de acuerdo a la localización de las

lesiones vasculares sospechadas.

•Cuando la localización de la lesión es en el círculo de Willis o región

supratentorial, el volumen del scanning usualmente comenzará en el nivel del

piso selar y será continuada cranealmente.

•Cuando las lesiones son múltiples o no conocidas, el volumen del scanning

puede ser en el nivel del foramen magnun y continuar cranealmente.

•El CT multidetector es preferible para cubrir extensiones anatómicas amplias

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

intracraneales.


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MÉTODOS DE ADMINISTRACIÓN DE CONTRASTE

•Para la obtención de una alta calidad de imagen, será necesaria un material

de contraste de alta concentración.

•Cuando la atenuación de los vasos intracraneales es usualmente mayor o

cercanamente a 300 UH, la calidad de imagen en 3D o reconstrucciones

multiplanares son usualmente satisfactorias con la administración de un

agente de contraste intravenoso

•Un total de 100–150 ml de contraste no iónico (300mgl/ml es usualmente

inyectado en la vena antecubital con una velocidad de 2 a 4 ml/seg en un

inyector de poder

•Pueden utilizarse tres métodos de inyección:

–Una técnica con un scan delay dado

–Una técnica de inyección con test bolus

–Una técnica de bolus tracking

TÉCNICA DE ADQUISICIÓN DE DATOS en unicorte

•grosor de corte : 1-2 mm

•incremento de la mesa: 2-4 mm

•almacenar los datos (raw-data)

•intervalo de reconstrucción es de 0,5-1 mm

•no angular el gantry

•pitch: 1-1.25

•Mamp 125 y Kv 130

•Algoritmo de interpolación standard

•Algoritmo de reconstrucción : smooth

•Inyector: 100 a 120 cc de contraste

•2-3 cc/seg Delay: 7-10 segundos


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•

EN TOMÓGRAFO MULTICORTE

PROTOCOLO TOMÓGRAFO MULTICORTE (vascular)

Scan delay

•Scan delay : ( 15 a 45 seg) después de la iniciación de la inyección

intravenosa del contraste se usa comunmente para obtener la fase arterial

intracraneal, sin tomar en cuenta diferencias en el tiempo de transito del

material de contraste. Esta técnica esta siendo ya omitida, pues para no

perder una fase arterial óptima, necesitamos usar mayor cantidad de

contraste.

Test bolus

•La técnica del test bolus, es un método para medir el tiempo entre la

iniciación de la inyección del contraste y la llegada del mismo al vaso de

interes. Esta técnica requiere un volumen adicional de contraste y monitoreo

de la opacificación arterial por ct scanning. Basado en el resultado un scan

delay es determinado.

Bolus tracking

•La técnica del bolus tracking es otro método para obtener una fase arterial

óptima. Se ubica la región de interés y se escoge el umbral de mayor realce

arterial según la necesidad del médico. El área de interés puede ser ubicada

en la arteria carótida cercana a la calota craneana. Esta técnica consiste en la

medida automática de la selección del área de interés y cuando se ha

obtenido el umbral deseado, la máquina se dispara automáticamente.

•Cuando se evalúa aneurismas intracraneales, un total de 16 – 24 ml de

agente diluido de contraste no iónico con el triple de volumen salino 12 a 18

ml es inyectado en la arteria carótida en un tiempo de fluido de 0,6 a 0,8 ml /

segundos usando un inyector de poder

ANGIO TOMOGRAFIA CEREBRAL MULTICORTE

SCOUT:

Kv: 120

mA: 10


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PARÁMETROS PARA EL ESTUDIO

SFOV: head

Kv.: 120

mA: 310

colimación de 16 x 1.25

grosor del Slide: 0,625

pitch: 0.562

delay: 18 segundos

volumen del contraste : 100ml

velocidad del contraste: 2 ml/seg

concentración del contraste de 350 mg/ml

TÉCNICAS DE POST PROCESO Y PRESENTACIÓN

•Existe una gran variedad de técnicas de presentación en CTA. Ellas incluyen :

•axial, MPR, maximum-intensity projection (MIP),

•surface rendering, volume rendering, y virtual endoscopy

•Aunque estas técnicas son de gran utilidad para la presentación de datos, aún

no se ha identificado cuales son las mejores para la identificación y

caracterización de las enfermedades vasculares

•Axial and MPR tienen la información básica del volumen de datos de vasos

intracraneales. Ellas permiten la evaluación de la relación entre la

calcificación o estructuras óseas y los lúmenes vasculares

•La evaluación de los vasos intracraneales no es posible de realizar

únicamente con imágenes reformateadas tridimensionales

•En la evaluación de los vasos de la base del cráneo, las imágenes axiales y

MPR son esenciales

•El método de MPR curvo puede ser útil para la evaluación de vasos tortuosos

y de vasos que están alrededor de estructuras óseas

•El MIP es un método ampliamente usado para CTA y MRA


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•El MIP es una proyección tridimensional reconstruida en base a valores de

alta densidad

•Excluye valores de baja densidad

•Limitado en el espesor del corte

•No es dependiente del umbral

•Ayuda a visualizar vasos pequeños

•Cuando la atenuación luminal arterial es menor que la calcificación, la

calcificación puede ser a menudo diferenciada de los lúmenes arteriales

•Aunque la información de la atenuación es mantenida, la información de la

profundidad se pierde, por lo tanto las estructuras de los vasos intracraneales

pueden verse superimpuestos, como las angiografias de proyección

bidimensional

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

–transformación geométrica de las coordenadas para poder ver el objeto desde

cualquier ángulo

–Sistema de sombras: simula la presencia de una fuente luminosa

–Superficies escondidas solo el voxel mas cercano es visto, en cualquier

proyección

•El calibre de la arteria intracraneal varia dependiendo del umbral escogido.

Esto puede darnos una ligera sobreestimación de las estructuras vasculares. A

diferencia del MIP, la información de la atenuación es perdida pero la

información de la profundidad es preservada. Las calcificaciones no pueden

ser separadas de los lúmenes arteriales pero la relación espacial entre los

vasos se define adecuadamente.

•Volume rendering combina 3D superficial y MIP

•Efecto semitransparente

•Utiliza el umbral

•Separa estructuras coloreadas según el umbral

•Resultado anatómico de interpretación fácil

•Necesario en endoscopía virtual


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•Visualiza partes blandas: tendones, ligamentos

•Superior en partes blandas y pulmón

Técnicas de post proceso y presentación

•Las imágenes en 3D con volume rendering tienen un número de ventajas

teóricas sobre el MIP y volumen de superficie. El grupo de voxels dentro de

los umbrales de atenuación definidos son escogidos y la atenuación relativa

del voxel es transferida a una escala de grises, la cual proporciona imágenes

que son mas reales que las obtenidas con volumen de superficie

•Las imágenes en volume-rendering mantienen la relación espacial anatómica

original del set de datos de la angiografía tridimensional y tienen así una

apariencia tridimensional, facilitando la interpretación de las interrelaciones

vasculares, lo cual esta limitado con las imágenes en MIP. La calidad de la

angiografía 3D volume rendering es esencial en las imágenes de la vasculatura

intracerebral, especialmente en las lesiones vasculares tales como aneurismas

•Aunque la técnica de volume rendering tiene mayor número de datos que las

técnicas de MIP y del volumen de superficie, los nuevos procesamientos

computarizados y sistemas de presentación no limitan su práctica y su uso

versátil

.Imágenes de endoscopía virtual pueden ser obtenidas a través del método de

volumen rendering . Con este método, los datos de volumen son

suministrados desde un punto de origen hasta una distancia finita

aproximada al sistema visual humano


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Bueno ahora es ver la anatomía tomográfica de los cortes y algunas

reconstrucciones que se obtuvo, yo les recomiendo que se lean ATLAS OF

SKULL AND BRAIN ANATOMY RADIOGRAPHIC DE SILVIA

CAPOCCIA.( siguiente imágenes de ej. ) polígono de whillis


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• Es el término para aludir a las exploraciones radiológicas de los vasos

sanguíneos del encéfalo mediante la inyección de un contraste.

• Se lleva a cabo para estudiar aneurisma u otras lesiones vasculares

intracraneales y para demostrar masas tumorales que se detectan por el

desplazamiento del patrón cerebro vascular normal o por la irrigación el

tumor.

• OBJETIVOS: Describir la anatomía del aparato circulatorio en el

cerebro.

• Conocer los parámetros usados para un examen de Angiografía cerebral

por TEM.

• Conocer los modos de reconstrucción de una imagen en 3D para una

Angiografía cerebral.

• Estudiar algunas patologías importantes que se pueden diagnosticar

con mayor eficacia mediante la TEM.

EXAMEN DE ANGIOGRAFIA CEREBRAL POR TOMOGRAFIA

Los vasos sanguíneos del cerebro son

generados a partir de 4 vasos

principales:

• Arteria carótida

primitiva derecha

• Arteria carótida

primitiva izquierda

• Arteria vertebral derecha

• Arteria vertebral

izquierda

Son las 4 vías por donde circulará el

contraste para el previo estudio

angiográfico


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Las arterias cerebrales ascienden por los agujeros transversos de la columna

cervical y adoptan una dirección medial para penetrar en el cráneo por el

agujero occipital. Las arterias vertebrales se unen para formar arteria basilar

que, tras un corto trayecto a lo largo de la superficie posterior de la lámina

cuadrilátera, se bifurca daño lugar a las arterias cerebrales posteriores

derecha e izquierda. La sangre que llega a la fosa posterior (cerebelo) lo hace a

través de las arterias vertebrales y basilares.

Las arterias cerebrales anterior y posterior están conectadas por las arterias

comunicantes a nivel del mesencéfalo, donde forman un polígono arterial al

que suele denominarse POLÍGONO DE WILLIS.

La arteria comunicante anterior establece una anastomosis entre las arterias

cerebrales anteriores. Las arterias comunicantes posteriores derecha e

izquierda forman, cada una de ellas, una anastomosis entre la arteria cerebral

posterior y la carótida interna a cada lado de la circulación cerebral.

TEM EN ANGIOGRAFIA CEREBRAL

Es un estudio de los vasos sanguíneos en exploraciones radiológicas del

encéfalo mediante la inyección de un contraste usualmente no iónico.

Con este estudio podemos adquirir imágenes de las estructuras

vasculares en cortes transversales.

Con la modernidad del tomógrafo las imágenes se puede reconstruir en

una imagen 3D.


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Se lleva a cabo para estudiar aneurisma u otras lesiones vasculares

intracraneales y para demostrar masas tumorales que se detectan por el

desplazamiento del patrón cerebro vascular normal o por la irrigación el

tumor.

Para mostrar imágenes vasculares de calidad significativa debemos

tener en cuenta el uso de grosores de corte muy finos, imágenes

superpuestas, inyecciones en bolo rápido de medio de contraste en un

tiempo adecuado, y campos de visión pequeños.

Trampas en una angiografía cerebral:

Incluir la carencia de la visibilidad de arterias pequeñas,

Dificultad que distingue la dilatación infundibuliforme en el origen de

una arteria de un aneurisma

Demostración de las estructuras venosas que pueden simular

aneurismas,

Inhabilidad de identificar trombosis y la calcificación en imágenes

tridimensionales,

Emitir endurecer los artefactos producidos por los clips del aneurisma

Las indicaciones más frecuentes de realización del TEM son:

Confirmar patología que pueda quedar dudosa en la radiografía simple.

Estudio de zonas anatómicas de difícil valoración en la placa simple,

como estenosis de la bifurcación de las carótidas, un estudio completo

del poligono de willis,etc.

Estudio de estenosis y oclusiones vasculares, malformaciones

arteriovenosas, enfermedad neoplasica.

Estudio e identificación de aneurismas y cuellos de aneurismas.

Preparación y posicionamiento del paciente:

Antes del proceso tomográfico el tecnólogo debe preparar la sala

tomográfica.

Al ingreso del paciente, el tecnólogo debe explicarle cuidadosamente el

examen a realizar.


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Pedir al paciente que se coloque la bata y que se quite todo objeto

metálico de la región por explorar.

Luego de los pasos previos colocar al paciente en posición decúbito

supino sobre la mesa tomográfica, de modo que la cabeza del paciente

se ubique sobre el cabezal, de modo que la línea orbitomeatal quede

vertical.

Tener en cuenta algunas características importantes como ausencia de

rotación y la ausencia de inclinación de la cabeza durante el barrido

tomográfico.

Parámetros en la administración de contraste:

En ATC no hay la necesidad de una punción arterial ni de la inserción

de un catéter.

La administración del contraste se da por vía intravenosa

Se utiliza contraste no iónico; Iopamed con Iobitridol (350mg/100ml).

Se le administra 100ml de contraste no ionico.

Caudal: 4 ml/seg con un inyector de energia.

Método: bolus tracking, bolus test, smart pre.

Parámetros técnicos para el barrido tomográfico:

Para visualizar las arterias intracraneales, la examinación incluye la región del

primer cuerpo vertebral hasta la cima. Es importante incluir el atlas en el

estudio para asegurar la incorporación de la arteria cerebelosa inferior

posterior, que tiene un origen extracranial de las arterias vertebrales

Scanner lightspeed

Utilizamos un Kv de 120

Un mA de 350

Colimación de 16 * 0.625 mm.

Desplazamiento de la mesa de 0.937mm/rotación.

Tiempo de rotación de 0.5 seg.

Parámetros de reconstrucción de imágenes:

Espesor de seccion: 0.62 mm.


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Overlappig steps 0.3 mm.

FOV 250 mm2

Reconstrucciones de 0.3*0.3 mm2 con isotropía de datos.

Pitch:

Algoritmo: cabeza

ANALISIS DE UNA ANGIOGRAFIA POR TC:

El análisis interactivo de las imágenes de fuente se debe hacer en un sitio de

trabajo más bien que mirando copias duras para desarrollar una opinión

mejor del curso y de las relaciones de las arterias intracraneales del interés.

Un ajuste ancho de la ventana es necesario permitir la diferenciación entre las

arterias llenadas de medio de contraste, el hueso, y las calcificaciones

POSTPROCECESSING DE UNA ANGIOGRAFIA POR TC:

Para lograr imágenes tridimensionales de calidad es necesaria una correcta

adquisición de los datos axiales.

Este volumen de datos obtenido se transfiere a una estación de trabajo donde

se procesarán las imágenes axiales para obtener reconstrucciones

multiplanares y 3D.

Entre los modos de reconstrucción de imagen tenemos:

La representación de superficie (MPR).- Planos de reconstrucción.


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La representación de puntos de máxima intensidad (MPI) – ángulo de

visión.

La representación volumétrica (volumen reendering).- visualización

tridimensional.

La representación por exhibición superficial sombreada.

1.- La representación de superficie (MPR) o Planos de

reconstrucción:

• El principio básico del postprocesado 2D y 3D es la adquisición de

imágenes axiales en una computadora y, por consiguiente, poder crear

un denominado volumen.

• MPR a partir de un determinado ángulo de visión se reconstruye un

plano a una determinada profundidad de volumen.

• De esta forma es posible crear planos en coronal, axial, sagital, así como

cualquier tipo de secciones oblicuas.

• La calidad de las reconstrucciones depende en el tamaño de vóxel.

• Con los datos isométricos todas las imágenes son de la misma calidad

de información a los datos de adquisición iníciales, en contraste con el

MIP y 3D.

• MPR debe ser el método de primera elección para la angiografía por

CT.

• Pero es necesario eliminar las estructuras que distorsionan el volumen.

• Existen varias herramientas gráficas que nos ayudan:

Como el plano paralelo al Clivus


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2.- La representación de puntos de máxima intensidad (MPI) –

ángulo de visión.

MIP es no es un método 3D, ya que crea imágenes en voxels 2D que se

obtiene desde distintos lugares de un volumen mostrando se como un

solo plano.

Así, se pierde información de la profundidad y no es posible decir si una

estructura está situada en el frente o la parte posterior, en base de una

sola imagen de la MIP.

El uso del MIP en aneurismas pequeños posibilita que se tiendan a

perderse.

En contraste con los otros métodos de visualización 3D:

MIP no es dependiente del umbral.

Fácil y rápido de usar.

MIP solo usa el 10% de la información contenida en un volumen.

MIP es de menor importancia de uso para la creación de

angiogramas del CT , pero es muy útil cuando es utilizado

interactivamente en la estación, al trabajar secciones finas de 10-

20 milímetros


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3.- La representación volumétrica (volumen reendering),

visualización tridimensional:

Es el más sofisticado método de visualización en 3D.

Se selecciona varios grupos de voxels en función de su atenuación para

asignarles un color y una opacidad supuesta.

Cuando DVR se utiliza para crear angiografías, los voxels de alta

atenuación que contengan información sobre estructuras óseas son

seleccionados por separado de los que contienen información del

contraste-vascular.

Permitiendo la creación de las imágenes en 3D que muestra las arterias

en rojo y el hueso en blanco.

Una alta opacidad dará lugar a imágenes similares a los producidos por

SSD.

El uso de una baja opacidad puede dar lugar a la creación de los objetos

transparentes .

Seleccionando un pequeño grupo de voxels con alta opacidad permite la

creación de una "endoscopia virtual“

la calidad de DVR depende de muchos factores como calidad del trabajo

y el algoritmo aplicado en la representación.

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


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4.- Método de visualización 3D como Sombreado de superficie

(SSD):

Para SSD, los umbrales superiores e inferiores son definidos y elegidos

desde un ángulo de visión.

Las imágenes muestran la superficie e información sobre la forma de 3D

un objeto.

Todas las estructuras se muestran en el mismo color y la información

sobre la atenuación de una estructura se pierde por completo.

El Ajuste al umbral más bajo para un bajo valor (por ejemplo, 100 HU)

se traducirá en una imagen que muestra muchas estructuras vasculares,

incluyendo las venas y las pequeñas arterias.

Visualización de las arterias intracraneales con dVR 3D realizada usando colores

diferentes. Vistas superiores muestran las arterias coloreadas en rojo (a) y azul (b).


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Cuando aumento el umbral más bajo (por ejemplo, a 200 HU),

estructuras de baja atenuación desaparecerá por completo y las

principales arterias aparecerán más pequeñas.

Visualización 3D dependiente del umbral con SSD. (a) Vista postero

superior obtenida con umbral inferior a 100 HU muestra arterias más

pequeñas como la PICA izquierda (flecha) y estructuras venosas (cabezas

de flecha). (b) La vista supero posterior obtenida por el incremento de un

umbral inferior a 200 HU. Muestra arterias que aparecen más delgadas en

comparación a la imágen de (a) e incluso demuestran discontinuidades

(flecha). Las estructuras venosas están casi eliminadas (cabezas de flecha),

lo que da como resultado una imagen menos compleja.


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Como para terminar el manual vamos a realizar más resumido los temas de

exámenes por motivo de tiempo y dedicación. Como una conclusión.

Introducción a la Tomografía MultiSlice

La introducción de esta nueva técnica en 1998 revolucionó el campo de la

radiología, tal como lo hizo el advenimiento de la tomografía computada

convencional a principios de la década de los 70. La tomografía computada

fue utilizada por primera vez como herramienta diagnóstica en 1971, cuando

los doctores Godfrey Hounsfield y James Ambrose diagnosticaron

satisfactoriamente un tumor cerebral en una mujer de 41 años.

La forma más básica de este principio es un haz rotativo de rayos X que emite

radiación ionizante de un grosor definido, que se usa para irradiar al paciente

en varias proyecciones. Existen detectores ubicados en el otro lado del

individuo, opuestos a la fuente del haz, que detectan y registran la cantidad de

radiación que ha penetrado a través de la persona. Posteriormente una

computadora calcula estos valores obtenidos de las diferentes proyecciones y

se genera una imagen bidimensional de un grosor específico. Estas imágenes

poseen la habilidad de distinguir sustancias, a diferencia de la radiografía

convencional que únicamente distingue densidades.

Una vez obtenida esta imagen 2-D, el paciente avanza una distancia definida a

través del gantry y el proceso es repetido, tecnología conocida como “step

and-shoot”.

Los adelantos tecnológicos producidos en otros campos de la ciencia fueron

contribuyendo con las herramientas necesarias para que la tomografía

computada siguiera evolucionando en forma constante.

En 1989 se introdujo la tomografía computada helicoidal de un solo corte y

poco más tarde en 1992 se introdujo la tomografía computada multislice dual.

El modelo que prevaleció definitivamente fue el de tercera generación, donde

tanto el detector como el tubo de rayos X giran en forma conjunta. El giro es

continuo, y en un mismo sentido, mientras que el paciente avanza

continuamente a través del gantry. La diferencia entre estas técnicas

prevalece en que en lugar de que sólo exista un solo set de detectores, son

múltiples.


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Con la introducción de la tomografía computada espiral o helicoidal vino la

necesidad de pensar de manera diferente. Para el radiólogo siempre ha sido

necesario pensar en tercera dimensión, hoy por hoy la adquisición de

imágenes o de datos por sí misma es volumétrica, lo que facilita este proceso.

Se abandonó el concepto de trabajar con cortes aislados, para pasar al

concepto de trabajar con volúmenes.

La adquisición helicoidal, implica tener que manejar una gran cantidad de

datos, hecho que fue solucionado con nuevas computadoras, cada vez más

rápidas, y con la utilización de discos rígidos, también de gran capacidad de

almacenamiento. Fue necesario elaborar nuevos algoritmos de reconstrucción

ya que ahora, la adquisición, no se hacía con la camilla detenida, sino que ésta

estaba en continuo movimiento.

Los 3 principales aspectos técnicos de la TCMS son: su colimación, el número

de filas de detectores y el tiempo de rotación del gantry. Los fabricantes de los

equipos trabajan en la mejoría de estos parámetros, ya que a menor

colimación, mejora la resolución espacial. El aumento de los detectores por

fila, incrementa la velocidad y el volumen de la adquisición, y la disminución

del tiempo de rotación del gantry, ofrece una mejor resolución temporal.

Lo anterior da por resultado una reducción de los artificios producidos por

movimiento, ya sea voluntario o involuntario (Ej. respiración, peristalsis

intestinal, latido cardiaco). Otra ventaja fundamental es la creación en forma

retrospectiva de cortes más finos o más gruesos a partir de los datos crudos,

obteniendo así mayor resolución espacial a lo largo del eje largo del paciente.

También se logran mejorías en las imágenes de postproceso como

reconstrucciones multiplanares y en 3D debido a la resolución real espacial

isotrópica, esto es voxeles cúbicos, por lo que la imagen es de igual definición

en cualquier plano.

Todas las ventajas mencionadas contribuyen a incrementar la eficacia

diagnóstica del estudio, ofreciendo así mejores oportunidades al paciente. Sin

embargo, cabe mencionar, que existe otro componente esencial para obtener

una imagen diagnóstica exitosa, como lo es el entendimiento y/o

conocimiento de la cuestión clínica, para poder así, diseñar un estudio

dirigido al problema.


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Dosis de radiación en estudios de TCMS:

No hay duda que la TC es una de las técnicas en el campo de la radiología, en

la que el paciente es sometido a alta dosis de radiaciones. En los primeros

equipos convencionales y espirales de un solo corte, todas las imágenes se

obtenían con un miliamperaje constante para el área de estudio,

independientemente del mayor o menor espesor de ésta.

En equipos espirales y algunos multislice, ya tenían un nivel de reducción de

dosis basada en el espesor de cada área, detectado en la adquisición del piloto.

Esto permitía una reducción de aproximadamente del 30%. En los equipos

multislice de última generación (16 y40 y 64 filas de detectores), la dosis de

radiación se regula por medio de la modulación en tiempo real del área de

estudio. El ajuste de la dosis es totalmente automático, al utilizar hasta 2320

mediciones por segundo para ajustar el miliamper por segundo (MAS) en

tiempo real: calculándose que puede haber una reducción de hasta 66% en

comparación con los equipos que realizaban los exámenes con miliamperaje

fijo.

De todas maneras, se siguen investigando y desarrollando constantemente

nuevas herramientas para disminuir aún más la dosis de radiación en los

estudios de TCMS.


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TCMS de cráneo y cerebro

Introducción:

La tomografía computada es en general el primer estudio que se solicita para

la evaluación de las distintas regiones del cráneo. Su aplicación está

ampliamente difundida, y consiste en un método que, en general, se

encuentra a disposición en la mayoría de los centro de mediana y alta

complejidad.

Además, la TC cumple un rol de gran importancia en los casos de urgencia

ante la presencia de un paciente politraumatizado, debido a que es un

método rápido y permite evaluar tanto las lesiones parenquimatosas como

óseas. También cumple un rol de importancia en la evaluación de los

accidentes vasculares agudos, donde la rapidez y la certeza diagnóstica

cumplen un papel crucial para la aplicación del tratamiento correspondiente

en tiempo adecuado.

Ventajas:

El advenimiento de la tomografía computada multislice ha aportado varias

ventajas en el estudio de la patología del cráneo. Se ha transformando en una

herramienta más eficiente, más rápida y con más resolución espacial.

El movimiento del paciente es un problema común y produce alteraciones

geométricas en la visualización de los datos. La forma de reducir los artefactos

de movimiento es emplear un tiempo de exploración corto. Con la TCMS se

ha producido una mejoría en la resolución temporal, al aumentar la velocidad

del scanner se disminuyen considerablemente los tiempos de adquisición y

disminuyen los artificios por movimientos voluntarios, facilitando el estudio

de pacientes pediátricos.

Las adquisiciones volumétricas permiten evaluar los datos desde cualquier

ángulo y realizar reconstrucciones multiplanares sin perder calidad en las

imágenes ya que las reconstrucciones son isotrópicas (igual resolución en

todos los planos).


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Las reconstrucciones 3D adquieren importancia ante la presencia de

pacientes politraumatizados, ya que pueden aclarar dudas diagnósticas y

brindan información útil a los médicos cirujanos para la planificación de las

cirugías de reconstrucción facial.

Al estudiar el cerebro con equipos axiales o helicoidal simple nos

encontramos con la presencia de artificios a nivel de la fosa posterior que

limitan su correcta valoración y pueden llevar a dudas o errores diagnósticos.

Estos artificios están dados por el gran espesor de las estructuras óseas

presentes como son el hueso temporal o la protuberancia occipital interna. La

TCMS juega un rol importante en la evaluación de la fosa posterior ya que

cuenta con herramientas que ayudan a sortear estos inconvenientes:

disminución del espesor de corte lo cual reduce el efecto del volumen parcial y

utilización de niveles altos de mAs.

Los datos obtenidos en una adquisición volumétrica pueden ser reprocesados

con diversos parámetros de espesor y filtros, lo cual permite evaluar con gran

definición estructuras óseas y partes blandas a partir de un sólo estudio,

aumentando la rapidez del estudio y disminuyendo la exposición del paciente

a los rayos X.

Protocolos de estudio de cráneo y cerebro:

-Macizo cráneo facial

-Órbitas

-Cerebro

-cerebro con ventana ósea para calota craneana

-Estudios con contraste ev

-Estudio de dos o más regiones del cráneo en el mismo paciente


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Desarrollo general de un estudio:

Posición: paciente en decúbito supino. Se coloca la cabeza en el cabezal

correspondiente.

Continúa siendo importante el correcto posicionamiento del paciente para la

realización del estudio. Si bien contamos con programas de reconstrucción y

reprocesado de las imágenes que nos permiten corregir la simetría de las

imágenes y la correcta angulación, la adecuada posición del paciente ayuda a

disminuir los artificios y reduce el trabajo de reprocesado de las imágenes.

Scout view: en todos los casos se realiza el scout view o piloto para

programar los cortes en el plano correspondiente.

Cortes: se realiza una adquisición volumétrica en el plano axial utilizando el

protocolo correspondiente a cada región.

Angulación del gantry: no es necesario utilizar la angulación (tilt) del

gantry en ninguno de los protocolos de cráneo.

Reprocesado o reconstrucción de las imágenes: se utilizan diferentes

programas para trabajar con las imágenes. Estas aplicaciones cuentan con las

herramientas para realizar las reconstrucciones en los distintos planos: axial,

coronal, sagital y reconstrucciones 3D.

Fotografiado: debido a la gran cantidad de imágenes generadas en cada

estudio, se debe realizar una selección de las imágenes resumiendo los

hallazgos de importancia.


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TCMS de Oídos y Cuello

Protocolos de estudio:

Oídos:

El posicionamiento del paciente debe ser lo más simétrico posible. No es

necesario angular el gantry.

El espesor de corte se debe adecuar al equipo utilizado, dependiendo de la

cantidad de detectores pero como regla general se realizan cortes de entre 0,5

y 0,8 mm con pitch menores de 0,625, para permitir las posteriores

reconstrucciones, sin perder el detalle anatómico.

La matriz es de 512x512 o 1024x1024 y la resolución High para un buen

detalle anatómico.

El artificio de Hounfield generado por los peñascos se disminuye de manera

significativa empleando rengos elevados de mAs (entre 400 y 500 mAs/slice)

con 140 kV, recordando que a menor espesor de corte debemos incrementar

la técnica para obtener una buena relación señal / ruido. Si aún cuando se

utilizan valores altos de mA y kV, no se logra disminuir el artificio podemos

incrementar el tiempo de rotación del tubo.

El contraste endovenoso solo presenta utilidad en patologías específicas

(glomus timpánico, compromiso tumoral), pero no se utiliza para evaluar

patología frecuente del oído medio ni cadena osicular.

En los casos de utilizar contraste e.v, es suficiente 50 ml.


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Cuello:

El posicionamiento del paciente debe ser lo más simétrico posible. No es

necesario angular el gantry.

Para evitar el artificio proveniente de la cavidad oral (amalgamas, elementos

de ortodoncia, etc.), se puede inclinar la cabeza del paciente tratando de sacar

del plano de corte la región y si no resulta suficiente, se puede angular el

gantry.

El espesor de corte se debe adecuar al equipo utilizado, dependiendo de la

cantidad de detectores pero como regla general se realizan cortes de entre 2 y

1 mm con pitch menores de 0,875, para permitir las posteriores

reconstrucciones, sin perder el detalle anatómico.

Como vemos estos valores son mayores que en oído porque las estructuras

exploradas son de mayor tamaño.

La matriz es de 512x512 y la resolución standard para un buen detalle

anatómico y que nos permita ver tanto las partes blandas cervicales como los

elementos óseos de la columna.

120 kV y 250 mAs / slice son suficientes para una buena relación señal /

ruido.

El contraste endovenoso es siempre de utilidad porque permite discriminar la

gran cantidad de estructuras vasculares que atraviesan la región y caracterizar

las diferentes patologías.

Se utilizan habitualmente en los estudios convencionales 50 ml, recordando

que al inyectar con bomba, el tiempo de inyección no debe superar al tiempo

de adquisición o bien esperar un tiempo prudencial luego de administrar el

contraste, para lograr un tiempo vascular mixto. Esto es porque los tiempos

de obtención de las imágenes no superan los 10 segundos.


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Técnicas de reconstrucción:

Como en todo estudio en técnica Multislice, se adquiere un sólo volumen de

información y luego con herramientas de soft, se reconstruyen las imágenes

en los diferentes planos del espacio (axial, coronal y sagital), siguiendo las

referencias anatómicas convencionales para demostrar cada una de las

estructuras que necesitamos visualizar.

En el oído podemos ver con excelente detalle anatómico la membrana

timpánica sin necesidad de que esta esté engrosada.

La cadena osicular se despliega en su totalidad utilizando reconstrucción

multiplanar curva o planos oblicuos. La superestructura del estribo es bien

visualizada con una reconstrucción axial oblicua.

En las estructuras cócleovestibulares, son útiles la técnica de desplegamiento

coclear basado en reconstrucción curva y los planos oblicuos para demostrar

los conductos semicirculares en toda su extensión y en el mismo plano de

orientación espacial propio de cada uno de ellos.

El recorrido del nervio facial se puede lograr en un sólo plano utilizando

técnicas de MPR curvo.

Las reconstrucciones tridimensionales son útiles en las malformaciones del

pabellón auricular y la otoscopía virtual se puede utilizar como método de

entrenamiento prequirúrgico.

En el cuello la reconstrucción en los planos sagital y coronal ponen de

manifiesto las distintas partes laríngeas permitiendo un reconocimiento

anatómico más sencillo sobre todo para quienes no tienen entrenamiento en

el plano axial.

Las técnicas de laringoscopía virtual son útiles en el planeamiento previo a

procedimientos más invasivos.

Las imágenes de angioTC deben ser planificadas con protocolos de

optimización de bolo (bolus track, bolus pro, etc), que consisten en censar

cada medio segundo las unidades Hounsfield en un vaso determinado y

cuando el valor de corte llega al punto deseado, el equipo comienza la

adquisición.


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TCMS de tórax

El tórax es un área compleja de estudiar con los métodos por imágenes debido

a la constante respiración y los movimientos transmitidos por el corazón y los

grandes vasos. Como consecuencia, el examen ideal debe ser rápido y poseer

suficiente resolución para detectar y diferenciar las diferentes patologías.

La tomografía computada (TC) ha seguido un desarrollo vertiginoso en el

tórax, contando hoy con el llamado "TC multislice", que consiste en un

recorrido helicoidal a través del tórax por un amplio haz de rayos X que es

recibido por varias corridas de detectores -actualmente hasta 64 filas-

llamados también "canales"). Esto significa que en vez de obtener cortes, se

obtiene un volumen de información, con el cual se pueden realizar cortes en

cualquier dirección e incluso imágenes tridimensionales, eligiendo la porción

de información que nos interesa. El resultado de esta técnica nos entrega

básicamente tres ventajas: imágenes de mucha mayor (TC de alta resolución);

cortes en diferentes planos, lo que nos permite una correlación más estrecha

con estructuras vecinas (reconstrucción multiplanar); y, finalmente,

muchísima mayor velocidad de adquisición (aproximadamente 10 segundos o

menos), lo que ha abierto el camino a la angio TC.

Así, por primera vez es posible escanear todo el tórax en una sola apnea

respiratoria con una colimación de 1 mm (adquisición volumétrica de los

pulmones en alta resolución). El uso de sincronización electrocardiográfica

permite reducir o eliminar los artefactos provocados por los movimientos

cardiovasculares.

La tomografía computada de alta resolución nos permite observar imágenes

con niveles cercanos a los cortes histológicos, con una precisión nunca antes

sospechada. La mirada del radiólogo experto en conjunto con los

antecedentes clínicos, nos permite en ocasiones hacer diagnósticos muy

precisos, que evitan someter a los pacientes a procedimientos invasivos, como

ocurre en el caso de la fibrosis pulmonar idiopática. Es frecuente escuchar a

patólogos correlacionar sus hallazgos histológicos con la imagenología,

modificando la interpretación de sus biopsias, porque -a diferencia del trozo

pequeño que puede ser estudiado en una biopsia- la tomografía nos ofrece

una mirada panorámica de lo que ocurre en todo el tórax.


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Las proyecciones multiplanares permiten sobre todo en patología neoplásica y

mediastínica una aproximación más estrecha en cuanto a la relación de

estructuras vecinas en la estadificación de las neoplasias.

La angio TC, permite obviar procedimientos invasivos para el estudio de

patología vascular. Por ejemplo su aporte en el tromboembolismo pulmonar

permite un diagnóstico en pocos segundos, sin riesgos y además brindando

más información al demostrar la patología consecutiva a la obstrucción

vascular o también al demostrar patología alternativa.

La aplicación de la navegación endoscópica en la vía aérea se conoce como

broncoscopía virtual. Dicho análisis puede realizarse en el mismo estudio de

una TC de tórax y cuello. Se requiere que la adquisición se realice en

inspiración máxima del paciente. Demostró ser de utilidad como nueva

herramienta de análisis no invasiva en patologías que comprometen la vía

aérea tales como pólipos, lesiones estenosantes, comunicaciones anómalas,

cuerpos extraños, etc. Está indicado para evaluar lesiones distales a estenosis

de la vía aérea y para evaluar bronquios de pequeño calibre, donde el

fibroendoscopio no puede acceder.

Indicaciones de la TCMS en el Tórax:

La TCMS es de gran utilidad para estudiar las masas

mediastinales, su composición, características y localización, así

como su relación con las estructuras vasculares.

Es una herramienta útil para la detección, caracterización y

seguimiento de los nódulos pulmonares.

Excelente método para estudiar lesiones pulmonares focales o

difusas con alta resolución.

La angio-TCMS es una técnica mínimamente invasiva que

demostró gran utilidad para el estudio de los vasos arteriales y

venosos del tórax.

Proporciona excelentes vistas tridimensionales del árbol vascular

y es capaz de detectar lesiones en vasos de hasta 1 mm de

diámetro.


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Ofrece gran utilidad en el diagnóstico de tromboembolismo

pulmonar.

Estudia la vía aérea y el árbol traqueobronquial mediante las

diferentes herramientas, entre ellas la broncoscopía virtual.

Permite el estudio por perfusión de los tumores pulmonares.

También es de interés para el diagnóstico de las lesiones primarias

o secundarias de la pleura y pared torácica.

Es un método que permite evaluar en forma sencilla la parrilla

costal con alta resolución de las imágenes.

Sirve como guía para procedimientos intervencionistas.

TCMS de Hígado y Páncreas

Los protocolos se adecuan según las características del equipo a utilizar.

Como parámetro general con espesor de corte de 2mm y 1mm de corrida de

mesa, se logran muy buenas imágenes tanto en el plano de adquisición como

en las reconstrucciones multiplanares.

Se utilizan filtros de reconstrucción blandos, con técnicas de 120 kV y 300

mAs se alcanza una calidad suficiente.

Es conveniente la utilización de contraste oral y endovenoso; el primero es

conveniente administrarlo un tiempo prudencial antes de la adquisición del

estudio, es habitual darlo una hora antes del estudio en simultáneo con

aceleradores del tránsito intestinal (metoclopramida).

Para el contraste endovenoso se utiliza bomba de infusión y los mililitros

administrados se calculan según el peso del paciente. Los flujos van de

acuerdo a la calidad de la venoclisis.

Las fases vasculares siguen siendo las mismas de siempre; tiempo arterial

entre 30 y 40 seg., tiempo venoso entre 80 y 120 seg. y uroexcreción a los 4

minutos aproximadamente.

Es conveniente recordar que la velocidad de trabajo de estos tomógrafos

excede a los tiempos vasculares, entonces debemos ser pacientes y realizar la

adquisición de las imágenes en el tiempo vascular apropiado.


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Los estudios monofásicos o bifásicos, dependen de la patología a evaluar, pero

como regla general el páncreas se estudia siempre en bifásico, aunque hay

algunos centros que realizan trifásicos (doble fase arterial, una a los 25 seg,

otra a los 35 seg y otra venosa).

En el hígado, para la evaluación de imagen nodular a determinar se hacen

estudios bifásicos. Para la detección de metástasis de tumor de origen

primario desconocido también se realizan bifásicos; y para los primarios

conocidos dependiendo de cuál, se hace bi o monofásico.

Como nuevo aporte de la TC multislice en el abdomen, a parte de la

multiplanaridad, la buena visualización de estructuras óseas y vasculares,

podemos realizar mediciones volumétricas.

Esto se aplica en la planificación prequirúrgica de tumores hepáticos,

metastectomías, cirugías hepáticas mayores y transplante hepático.

Tiene como finalidad determinar el volumen de hígado residual que va a

quedar luego de la cirugía (que debe ser mayor al 30% del volumen

funcional). Estos estudios se reprocesan en conjunto con el cirujano quien le

indica al radiólogo el margen de resección técnicamente posible. Los

volúmenes se determinan según sigue.

Volumen Funcional: volumen total – volumen tumoral.

Volumen residual funcional: volumen funcional – volumen de resección.

El volumen residual funcional debe ser mayor al 30% del volumen funcional

para que el paciente no desarrolle insuficiencia hepática postquirúrgica.

También es de suma utilidad de la evaluación prequirúrgica de las estructuras

vasculares. Con las nuevas técnicas de angio-TC se obtiene un detalle

anatómico de las estructuras arteriales y venosas, así como de sus variantes,

que pueden ser de importancia en el momento quirúrgico y cambiar la

estrategia de la cirugía.


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URO-TCMS

Con el reciente desarrollo de los equipos de Tomografía Computada Multi-

Slice (TCMS), la evaluación por imágenes de los pacientes con sospecha de

patología urológica ha cambiado rápidamente.

Muchos métodos por imágenes han sido y siguen utilizándose para el estudio

del tracto urinario. La radiografía simple de abdomen se utiliza para descartar

litiasis calcificadas, pero no aporta mucha información adicional. La ecografía

es utilizada ampliamente por su disponibilidad en búsqueda de masas y

cálculos renales, así como patología vesical, pero no logra evaluar en forma

completa los uréteres, sitio frecuente de lesiones. El urograma excretor ha

sido la modalidad inicial para el estudio del tracto urinario en fase excretora,

sobre todo para la visualización completa de los uréteres, pero no aporta

utilidad en el diagnóstico de masas renales. La medicina nuclear con el

renograma utilizando radioisótopos marcados tiene utilidades precisas y

limitadas. La resonancia magnética también demostró utilidad para la

caracterización de masas renales y vesicales. Y la angiografía convencional se

utiliza ante la sospecha de patología vascular.

Pero desde que nació la TC, ha sido utilizada para la evaluación de las

enfermedades urológicas. Con los equipos de TC convencionales se demostró

la utilidad para caracterizar masas renales. Luego, con el desarrollo de los

equipos de TC helicoidales, también comenzó a ser utilizado para la detección

de litiasis ureterales. Pero el gran avance se produjo, cuando a los fines de los

´90 se incorporaron los equipos con múltiples filas de detectores, que logra

obtener una ase excretora completa del tracto urinario, simulando un

urograma excretor, y así tratando de convertirse en la modalidad que

combina las habilidades de todos los demás métodos en un sólo estudio.

El concepto de URO-TCMS es entonces atractivo ya que puede evaluar en

forma integral el sistema urinario, partiendo desde el parénquima renal, con

buena diferenciación cortico-medular, las estructuras de la pelvis renal, con

las papilas excretoras y los grupos caliciales, los uréteres en forma completa,

la vejiga urinaria, e incluso la vascularización renal con gran definición tanto

de las arterias como de las venas.


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Indicaciones de la URO-TCMS

Paciente con cólico lumbar

Hematuria

Caracterización de masas renales

Estadificación de tumores renales, uroteliales, vesicales y de próstata

Búsqueda de litiasis urinaria

Definición de la causa de hidronefrosis

Patología inflamatoria

Paciente con trauma abdominal o politraumatizado

Hipertensión renovascular

Donadores vivos de riñón

Anomalías congénitas

Control de catéter urinarios (p.e. doble jota)

Control post-quirúrigcos (p.e. neovejigas)

Ventajas de la URO-TCMS

Alta resolución espacial: los equipos de TCMS logran adquisiciones

volumétricas con cortes submilimétricos permitiendo la obtención de

vóxeles cúbicos lo que resulta en la obtención de imágenes con

resolución isotrópica. Esto permite realizar reconstrucciones en

múltiples planos y tridimensionales con igual resolución al plano de

adquisición. Esta es la ventaja más importante que se ha logrado con

estos equipos, ya que ningún otro método logra tal definición y claridad

en las imágenes del sistema urinario.


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Alta resolución temporal: con una mayor cantidad de filas de

detectores que cubren un longitud mayor en el eje Z combinado con una

mayor velocidad en la rotación del tubo, se logró un mejoramiento

importante en la resolución temporal, permitiendo la adquisición de

una enorme cantidad de información en periodo de tiempo muy corto.

Menor tiempo de estudio: cobra importancia en el estudio de

pacientes críticos, con asistencia respiratoria, politraumatizados, y en

pacientes pediátricos, en muchos caso evitando la sedación anestésica

para la realización del estudio.

Estudio multimodal, multifásico y multiorgánico: ya que

permite realizar en un solo estudio adquisiciones angiográficas,

parenquimatosas con y sin contraste endovenoso, en fase arterial,

venosa y excretora en forma completa, combinando las habilidades de

otras modalidades diagnósticas, y estudiando casi todos los órganos del

tracto urinario.

Evaluación extra-urinaria: debido a que se realiza una tomografía

de abdomen y pelvis, también permite evaluar órganos y sistemas más

allá del tracto urinario, agregando un valor importante en el estudio de

pacientes sintomáticos sin diagnóstico definido.

Desventajas de la TCMS

Incremento de información: con estos equipos se incrementó la

cantidad de información obtenida en cada estudio, con más de 1000

imágenes en cada estudio de URO-TCMS, lo que obliga a la utilización

de estaciones de trabajo para la interpretación de las mismas.

Tracto urinario distal: no evalúa la uretra, sitio de patología

frecuente en pacientes con hematuria, siendo la cistouretrografía

contrastada el método por imágenes de elección.

Uso de contraste iodado: es conocido que se asocia a reacciones

adversas impredecibles que, aunque son infrecuentes, generan un riesgo

de morbi-mortalidad. El gadolinio es radiodenso y podría ser una


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alternativa (aunque todavía no está comprobado) en pacientes con

historia de alergia al contraste iodado.

Disponibilidad y costos: todavía hay muy pocos equipos en el país

que permitan realizar estudios de URO-TCMS, y los costos de los

tomógrafos, así como de las estaciones de trabajo son muy elevados.

Radiación: los equipos de TCMS generan una dosis efectiva de

radiación elevada en comparación con los anteriores equipos, sin

embargo cuando se realiza un balance riesgo/beneficio en pacientes que

necesitan realizarse el estudio, no implica una contraindicación.

Protocolos de estudio de URO-TCMS

Debido a que el método es reciente y está en pleno desarrollo, todavía no

existe un protocolo estandarizado de estudio de URO-TCMS. Se han

postulados varios enfoques algunos que combinan la TC con el urograma

excretor, llamados híbridos, y otros que son de TC solamente.

Protocolos híbridos: se basan en que el urograma excretor sigue siendo el

método de referencia para las imágenes de la fase excretora del tracto

urinario, e intentan combinar las ventajas de los métodos. Utilizan la TC para

el estudio de los riñones y el urograma excretor para el resto del tracto

urinario. Tienen la desventaja del traslado del paciente en diferentes salas.

Para resolver ese inconveniente algunos incorporaron un tubo de Rx en la sala

de tomografía (con la complejidad y costos que ello implica) y otros

reemplazan la radiografía simple por el piloto (topograma o scout) que realiza

el tomógrafo, pero con menor resolución. Las ventajas son que se puede

realizar en cualquier equipo de tomografía sin el requerimiento de post-

procesamiento.


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Protocolo de URO-TCMS

Todo protocolo debe incluir:

• Imágenes sin contraste EV

• Imágenes contrastadas en fase arterial y/o venosa

• Imágenes en fase excretora con proyección urográfica

Fase sin contraste EV:

Se debe escanear todo el abdomen y pelvis. Es útil para la detección de litiasis,

para definir las características de masas renales antes de inyectar contraste

EV, y para la exclusión de hemorragias.

Fase arterial:

Se debe administrar un 80-100 mL de contraste EV a un flujo de 3-4 mL/seg.

Se aquiere en una fase temprana entre los 30-60 seg después del inicio de la

inyección. Sirva para evaluar a las arterias renales y sus variantes, las

alteraciones de la perfusión renal, y al parénquima renal con una buena

diferenciación cortico-medular.

Fase venosa:

Se adquiere abdomen y pelvis a los 90-180 seg luego de la administración del

contraste, obteniendo una fase nefrográfica homogénea, siendo útil para

evaluar masas renales y uroteliales, pequeñas masas medulares, así como

también las venas renales y la vena cava inferior.

Fase uroexcretora:

Se realizan cortes tardíos a los 8-12 min, debiendo incluir todo el árbol

urinario. Útil para evaluar lesiones uroteliales, necrosis papilar, deformidad

calicial, estenosis ureterales, patología inflamatoria, etc. Permite reconstruir y

visualizar en un plano todo el árbol urinario, convirtiéndose en la fase


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preferida por los médicos derivantes, por su similitud con el urograma

excretor. Sin embargo, es difícil obtener en una sola adquisición la

opacificación de todo el sistema excretor, debido a la peristalsis fisiológica de

los uréteres. Por ello se han desarrollado estrategias para una fase excretora

completa: una es darle tiempo al sistema urinario a que excrete mayor

cantidad de contraste EV; también ayuda la compresión y/o descompresión

abdominal, la posición prona, la infusión de solución fisiológica y la

administración de diuréticos.

Conclusiones

La URO-TCMS es una modalidad prometedora que se encuentran en pleno

desarrollo y que permite una evaluación integral del sistema urinario.

Combina las habilidades de diferentes métodos utilizados para la evaluación

de las patologías urológicas en un solo examen. Por lo que se espera que en

poco tiempo la URO-TCMS sea considerado el método de referencia en el

estudio de pacientes con sospecha de enfermedades del tracto urinario.


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TCMS: aplicaciones cardiovasculares

La TCMS en los estudios angiográficos, se basa en la rápida adquisición de los

datos durante el paso del contraste por la fase arterial o venosa. El

procedimiento ofrece la mayor intensidad de contraste dentro de la luz del

vaso, que permite diferenciar este de las estructuras vecinas. Esta novedosa

técnica, en la actualidad es comparable con la angiografía por sustracción

digital, que sigue siendo el método de referencia de los estudios vasculares,

aventajando a esta, por ser menos invasiva.

Principios básicos de la Angio-TCMS:

No hay duda de que el principal aspecto en la realización de estudios

contrastados con TCMS es poder definir adecuadamente el tiempo de

inyección del bolo de contraste en relación con el comienzo de la adquisición

de los datos. Este tiempo se basa en el conocimiento de la geometría del bolo.

Este se define como el patrón de intensificación del contraste, medido en la

región de interés, relacionado el tiempo y la atenuación alcanzada de las

unidades Hounsfield. De estos parámetros se genera una curva de intensidad

del contraste por tiempo, que ofrecen estos modernos equipos de TCMS.

Existen diferentes parámetros que pueden influir en la geometría del bolo,

entre ellos algunos factores demográficos como la edad, el peso, la superficie

corporal, la presión arterial y la frecuencia cardíaca. Las enfermedades que

afectan la fracción de eyección alteran el tiempo de circulación del contraste.

También hay que tener en cuenta la concentración del contraste, el volumen a

inyectar y el flujo de inyección.

Para la obtención de un estudio de alta calidad, los parámetros más

importantes son el volumen y el tiempo de inyección del contraste. El retardo

entre el comienzo de la inyección del contraste y el comienzo de la adquisición

de los datos debe ser óptimo. Existen dos modalidades que nos permite

adecuar el momento justo para comenzar el scan: el test bolus y el bolus

tracking. En el test bolus se toma una región de interés dentro de la luz de un

vaso, próxima al área que será estudiada. Se inyectan unos 20 mL. de

contraste a un flujo igual al que posteriormente será inyectado, realizándose

cortes simples dinámicos a intervalos entre 1 y 3 segundos. Cuando este llegue

a esa zona predeterminada el pico de atenuación en el tiempo obtenido, se

utilizará como retardo para la inyección del bolo principal. En el bolus


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tracking existe un programa que coordina el comienzo de los cortes, cuando la

mayor tinción es alcanzada en el área de interés por el contraste.

Programa para el estudio del corazón:

La angio-TCMS del corazón utiliza una adquisición de datos optimizada,

controlada y coordinada con el electrocardiograma (ECG), para reconstruir

imágenes y evaluar la información obtenida. Existen dos formas básica de

adquisición: un estudio secuencial (disparo prospectivo) y una exploración

helicoidal (sincronización retrospectiva). Se obtienen imágenes del corazón

en diferentes momentos del ciclo cardíaco. De esta manera, para la

reconstrucción de las imágenes finales se utilizan los datos que corresponden

a la fase del ciclo cardíaco en que el corazón presenta menor movimiento

(generalmente en la mesodiastole).

Indicaciones de la angio-TCMS en el aparato cardiovascular:

Tiene utilidad en el diagnóstico precoz de los aneurismas aórticos, así

como también en su evaluación pre-quierúrgica.

Cuantificación del calcio coronario, lo que permite evaluar el riesgo de

infarto miocárdico.

Evaluación anatómica de las arterias coronarias, permitiendo la

caracterización de las placas ateromatosas y cuantificación de las

estenosis.

De vital importancia en el estudio de la vasculatura arterial pulmonar

en el diagnóstico de la enfermedad tromboembólica pulmonar.

Además sirve para los estudios arteriales y venosos de cualquier región

del cuerpo, ya sea para su detalle anatómico como para el estudio de

malformaciones y las diferentes enfermedades vasculares.


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TCMS del sistema osteoarticular

Los principales aportes de la TCMS en el sistema osteoarticular son la rapidez

y resolución de imagen. En conjunto con reconstrucciones multiplanares y

3D, permiten un mejor diagnóstico de fracturas sutiles, lesiones complejas, y

condiciones patológicas enmascaradas por artefacto metálico. A su vez ha

demostrado ser especialmente útil para la comunicación de información

espacial compleja.

Técnicas de estudio:

Con el objetivo de las reconstrucciones volumétricas de proveer alta

resolución anatómica en planos coronales, sagitales y axiales, maximizando la

visualizaron de la superficie articular, algunas consideraciones técnicas deben

tenerse en cuenta:

- posicionar la región de estudio en el centro del gantry permite mejor

interpolación de datos y por lo tanto da mayor resolución de imagen.

- los parámetros del protocolo de estudio son fundamentales para la

reconstrucción de la imagen. A fin de optimizar el estudio de regiones

pequeñas como las articulaciones de la muñeca o tobillo, la adquisición

helicoidal debe combinar una colimación angosta de 1–2 mm y un pitch de 1-

1,5 con incrementos de 1 mm en la reconstrucción. En cambio, aéreas de

estudio más grandes como la pelvis o muslo, pueden ser examinados con

colimación más amplia (3 mm) pitch de 1-2 mm y reconstrucción cada 2 -3

mm.

- acortar el tiempo de estudio acota el artefacto por movimiento. Las

reconstrucciones 3D son especialmente susceptibles a los movimientos, y la

adquisición helicoidal limita o elimina este artefacto en pacientes con

dificultad para mantener la posición. Técnicamente, para reducir estos

artefactos, se recomienda seleccionar el FOV más chico posible, evitando

incluir estructuras óseas que no desean ser estudiadas.

-aumentando el kV se incrementa la penetración y se reduce la dosis total que

recibe el paciente. Se recomienda 140kV para la columna y pelvis, y 120kV

para las extremidades.

- el principio de oblicuidad en el estudio de superficies articulares define que

la articulación de posiciona en ángulo óptimo de 45 grados para permitir el

mayor número posible de cortes transversales a la articulación.


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- en prótesis metálicas, aumentando el mAs aumenta el flujo de protones y

reduce el artefacto. El artefacto depende de la geometría del implante, y es

más severo en la dirección de mayor grosor de la prótesis. Este debe ser

balanceado con la dosis de radiación. Con la TCMS el pitch puede ser

reducido a menos de 1, produciendo la superposición de los cortes,

incrementando el mAs en las imágenes reconstruidas.

- la rápida inyección de contraste (3ml por seg) y la adquisición en el pico de

realce es fundamental en los estudios para evaluar posibles infecciones en

músculos, neoplasias de partes blandas, y la vascularización con contraste

endovenoso en diferentes lesiones.

Ventajas y desventajas de TCMS

Mejora la resolución espacial

La rapidez del escaneo reduce el artefacto por movimiento, mejorando

la calidad de la imagen

Múltiples regiones de un paciente traumatizado son posibles al

incrementarse la velocidad de adquisición.

La adquisición volumétrica permite reconstucciones multiplanares y

3D.

No se necesita angulación del gantry.

Inclusión de grandes volúmenes que exceden el valor diagnostico,

incrementándose la dosis de radiación.

Si bien la adquisición es rápida, el procesamiento de datos, edición de

imágenes y archivo consume mucho tiempo.

La gran producción de imágenes obliga un sistema de almacenamiento y

archivo que incrementa los costos.

La revisión e informe de tal volumen de imágenes demanda mayor

tiempo.


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TCMS en trauma

Su superior capacidad para detectar fracturas y su extensión en comparación

con la radiografía convencional hacen esta tomografía clave para el

tratamiento.

Seleccionados pacientes son candidatos para la realización de TCMS por las

características del trauma. El método proveerá información adicional acerca

de anormalidades de partes blandas adyacentes, y puede demostrar la

anatomía en áreas más complejas, donde la radiografía es incierta. La

reconstrucción 3D permite el análisis sin rotar el paciente y un mejor

planeamiento quirúrgico.

Columna cervical

La radiografías de columna cervical permite la detección de 60-70% de las

fracturas, la TC incrementa al 97-100% la sensibilidad; sin embargo, las

lesiones ligamentarias y de la medula espinal requieren RM.

Permite la evaluación de la porción más baja, o bien mejor definición cuando

coexiste con otras comorbilidades, por ejemplo un trazo de fractura en una

artritis.

En el traumatismo se indica para pacientes concientes con sospecha de

fractura, cuya radiografía es anormal o insuficiente para el diagnóstico, o bien

pacientes inconscientes con traumatismos a los que se les explora la región

cerebral, se debe incluir C1- C2.

- pacientes intubados, dado el artefacto radiológico del equipamiento

anestésico, a los que se les explora cabeza hasta C3.

Columna dorsolumbar

Se deben incluir al menos dos vertebras por encima y dos por debajo de la

región deseada, y MPR para analizar lesiones complejas como de

articulaciones facetarias y de elementos posteriores.


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Pelvis

La TC permite gran sensibilidad para fracturas acetabulares y pélvicas

complejas, detección de fragmentos intra-articulares, interpuestos,

impactados marginalmente y fracturas ocultas del anillo pelviano.

Las fracturas sutiles de sacro así como su relación con el foramen sacro son

más evidentes una visión axial del hueso generada por MPR.

La reconstrucción volumétrica permite evaluar el componente óseo y la

vasculatura pelviana en simultáneo, o un mejor mapeo vascular en una

misma adquisición.

Rodilla

La reconstrucción multiplanar permite evaluar la estructura ósea en el

traumatismo, permitiendo la cuantificación por ejemplo de la depresión del

platillo tibial aún cuando la rodilla no se puede posicionar para la radiología

convencional.

Hombro

La escápula se encuentra altamente asociada a contusiones del hombro, la

pared torácica y el pulmón. La TCMS muestra claramente las relaciones con el

parénquima adyacente.

En las lesiones de húmero proximal, las reconstrucciones multiplanares

muestran la relación espacial de los fragmentos de la fractura, el número y su

grado de rotación.

Articulación esternoclavicular

El esternón es mejor evaluado en planos coronales y oblicuos coronales. Las

reconstrucciones MPR en el eje z permiten evaluar mejor la orientación de las

dislocaciones.


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Muñeca

Si bien con la adquisición en el plano coronal sería suficiente para la

detección de fractur no evidentes en la placa radiográfica, las adquisiciones

volumétricas permiten la evaluación en cualquier perspectiva.

Infección

La TC es útil para detectar la infección y determinar si músculos, fascias y

tejido subcutáneo adyacente se encuentra comprometido. Su demostración en

imágenes multiplanares permite mejor planeamiento quirúrgico.

El contraste endovenoso es necesario para definir la extensión de dicho

compromiso. En el músculo afectado el realce es menor que el normal. Los

abscesos de partes blandas son más evidentes aun en planos poco

diferenciados.

Enfermedad tumoral

Si bien para la evaluación de los tumores la RM es de preferencia, la TC

muestra superioridad en la detección de destrucción cortical ósea y

calcificaciones de la lesión.

Por su capacidad para definir los coeficientes de absorción de los procesos

intraóseo, La tomografía permite diferenciar entre un quiste y una lesión

fibrosa, o la presencia de componente graso en caso de un lipoma.

La información anatómica de tumores y metástasis provista por 3D es muy

útil cuando los síntomas se localizan en un área en particular, como costillas,

pelvis hombro o columna. Esto también es especialmente útil para el éxito de

procedimientos de aspiración o biopsia.

En la enfermedad vascular la tomografía proporciona información

diagnostica en relación a aneurismas, seudoaneurismas y síndromes de

atrapamiento arterial.

Un ejemplo de la utilidad de la TC multicorte en la enfermedad vascular es el

caso de la necrosis isquémica de la cabeza femoral, donde al combinarse las

reconstrucciones en estadios tardíos de la enfermedad se puede evaluar el

colapso del hueso subcondral, fundamental para la planeación quirúrgica.


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Imágenes postoperatorias

La tomografía helicoidal presenta deterioro secundario al artefacto producido

por los implantes, y la RM es muy susceptible también. La TCMS compensa

tal artefacto y posibilita el estudio a pesar de tornillos, placas o prótesis.

Estudio del paciente oncológico por TCMS

El estudio de TCMS en el paciente oncológico es una herramienta muy útil

para el diagnóstico y localización de la enfermedad primaria y para la

valoración de la extensión de la enfermedad. La TC es capaz de detectar tanto

la presencia de lesiones secundarias como invasión vascular tumoral en los

estudios contrastados. Así como también valorar posibles complicaciones

asociadas a la evolución de la enfermedad.

El uso de la TCMS con contraste endovenoso es uno de los métodos más

utilizados en el estudio inicial del paciente oncológico así como también en el

seguimiento evolutivos.

La alta disponibilidad del método hoy en día asociado a la posibilidad de

estudiar varias regiones corporales en solo pocos segundos optimizando el

uso del medio del contraste hace que en muchos casos la TCMS sea el estudio

de elección para la estatificación y seguimiento posterior del paciente

oncológico.

En su mayoría los estudios se deben realizar con contraste endovenoso para

lograr una mayor contraste de tejidos y para poder caracterizar las lesiones

hipervascularizadas, hipovascularizadas, quísticas.

En el caso de los tumores intracraneales el estudio de elección es en general la

resonancia con contraste, aunque en algunos casos se indica la TC también.

Las masa del cuello, más específicamente en la región de la laringe, suelen

ser malignas, siendo casi todas carcinomas de células escamosas. El

diagnóstico es en general por laringoscopia, pero la endoscopia tiene la

limitación para valorar la invasión de los tejidos profundos. Por ello el papel

de la Tc es demostrar la extensión en profundidad, la relación de la masa con

las estructuras circundantes, y las adenopatías.


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El carcinoma broncogénico (cáncer de pulmón) es actualmente la principal

causa de muerte por cáncer tanto en el hombre como en la mujer. La

tomografía tiene un doble papel en el paciente con sospecha de carcinoma

broncogenico en la radiografía de tórax. Inicialmente puede facilitar de forma

importante el diagnostico, al proporcionar una caracterización más precisa

acerca del tamaño, localización, contorno, extensión y composición tisular de

la lesión. Además, la Tc también interviene en el proceso de estatificación

para verificar la extensión de la enfermedad.

El estudio de un paciente con carcinoma broncogenico o sospecha del mismo

requiere la detección y la caracterización de las lesiones pulmonares, hiliares,

mediastinicas, pleurales, de la pared torácica y del abdomen superior. La

tomografía computada es la técnica más útil para estudiar todas estas

regiones de forma simultánea.

El principal uso de la Tc en el estudio de las neoplasias del tracto

gastrointestinal es evaluar el tamaño, extensión y la resecabilidad de las

mismas. Los estudios de gastroscopia y colonoscopía virtual permiten evaluar

directamente la lesión primaria endoluminal.

Los hallazgos en la Tc en los tumores del tracto gastrointestinal pueden

incluir el engrosamiento de la pared, una masa intraluminal, luz intestinal

irregular o dilatada, alteración del tejido graso adyacente, perforaciones o

trayectos fistuloso, ganglios regionales aumentados de tamaño, metástasis en

órganos a distancia (hígado).

El estudio de las masa hepáticas focales debe ser sin duda realizado tras la

administración de contraste endovenoso y en fases sin contraste, arterial,

venoso y una adquisición en fase tardía a fin de poder caracterizar las

lesiones, y poder diferenciar las masas benignas de las malignas.

El hepatocarcinoma o carcinoma hepatocelular, el tumor primario maligno

más frecuente, puede ser solitario, múltiple, o invasivo difuso. El aspecto del

hepatocarcinoma por Tc puede ser variable y depende del tamaño,

vascularización, composición histológica y patrón de crecimiento del tumor.

El hígado es la segunda localización más frecuente, tras los pulmones, de

afectación por metástasis a distancia. Por lo tanto la valoración del hígado es

una parte crucial dentro de la evaluación clínica de la mayoría de los

pacientes con cáncer.


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El cáncer de páncreas es el noveno tumor maligno en frecuencia, estudios

recientes apoyan el hecho de que la Tc debería ser el procedimiento inicial en

cualquier paciente con sospecha de cáncer de páncreas .La Tc es útil para para

la estadificación de la neoplasia, así como también la resecabilidad del tumor.

El carcinoma de células renales es el tumor primario maligno más frecuente

del riñón representando el 3 % de todos los tumores malignos. La tomografía

es el método ideal de elección para la valoración de una sospecha de masa

renal así como para la estatificación de la neoplasia detectada. Es obligación

la realización de imágenes sin y con contraste.

El diagnóstico del carcinoma de células renales mediaste Tc se basa en el

reconocimiento de la alteración en el contorno, parénquima, sistema colector,

y grasa del seno renal. El estudio de la invasión vascular tumoral también se

realiza con la TC con contraste EV.

En cuanto a las neoplasias de origen anexial o ginecológicas la Tc no sería el

primer método de elección para su estudio primario, en este caso la ecografía

o resonancia magnética tiene indicaciones más claras. Sí se utiliza la

tomografía en el seguimiento y para estatificación de estos pacientes.

TCMS Dental: “Dental Scan”

Los huesos de la boca comprenden dos estructuras complejas: el hueso

maxilar superior y el maxilar inferior o mandíbula. Presentan forma de arco,

lo que hace dificultosa su exploración por medio de técnicas radiográficas

habituales. Además, la superposición de estructuras densas como los dientes

y sus raíces pueden ocultar tejidos subyacentes. Sin embargo, se han

desarrollado varias técnicas específicas. Por lo que los dentistas evalúan los

huesos de la boca por medio de radiografías en sus oficinas.

La tomografía computada convencional también es utilizada para evaluar los

huesos de la boca, sin embargo las imágenes en los cortes coronales afectados

por artificios debido a los arreglos dentales.

A fines de la década del ´90, con la introducción de los equipos de tomografía

computada con múltiples filas de detectores y de programas que permiten

evaluar las estructuras corporales en múltiples planos con alta resolución ha

cambiado y revolucionado la manera de evaluar los huesos maxilares por

medio de imágenes.


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Programa de tomografía dental

Los programas reconocidos que se comercializan con los equipos de

tomografía computada requieren adquisiciones de imágenes con espesores

submilimétricos que permitan reosntrucciones multiplanares con resolución

isotrópica. Las imágenes se adquieren en el plano axial acomodando el

maxilar en estudio con el eje mayor perpendicular a la camilla. La boca debe

permanecer semiabierta con una separación mediante un dispositivo

radiolúcido (por ejemplo, bajalenguas). Se debe utilizar filtro o algoritmo para

tejido óseo, con una matriz igual o mayor a 512 x 512 y con un campo de

visión fijo preestablecido (150 –180 mm).

En la estación de trabajo, una vez ejecutado el programa se traza una línea

sobre el corte axial que recorra el reborde alveolar del maxilar en estudio. A

partir de esta línea curva se reconstruyen imágenes en plano panorámico

(simulando las radiografías panorámicas convencionales). Luego el programa

ejecuta automáticamente cortes ortogonales a la línea curva antes establecida

obteniendo entonces la posibilidad de evaluar la calidad y cantidad del

reborde alveolar en toda su extensión.

Es importante tener en cuenta que el objetivo de los programas es realizar

cortes que serán trasladadas a placas con tamaño real. Por lo que cada equipo

tendrá que ser calibrado con la impresora y con el protocolo a utilizar.

Planeamiento de implantes dentales

El factor desencadenante para el desarrollo de estos programas han sido los

implantes dentales. Estas estructuras están formadas por cilindros metálicos

que son embebidos quirúrgicamente dentro de la zona edéntula del hueso

maxilar, a los cuales se fija la pieza dentaria protésica. De esta manera, los

pacientes encuentran una atractiva alternativa a las dentaduras removibles

estándares.

Los dentistas y cirujanos orales han tenido dificultades con las radiografías

convencionales a la hora de determinar la disponibilidad ósea para la

colocación de implantes dentales. Además también presentaron

inconvenientes para localizar con exactitud el conducto dentario inferior y

otras estructuras importantes de los maxilares.


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Los programas de planeamiento dental que utilizan las adquisiciones de los

tomógrafos multidetectores han demostrado su utilidad para evaluar con

exactitud tanto el alto como el ancho del reborde alveolar, permitiendo

realizar mediciones exactas en las zonas candidatas a la colocación de las

prótesis. También identifica y localiza estructuras vitales como el foramen

mentoniano, el conducto dentario inferior, los canales linguales vasculares, el

foramen incisivo, y el piso de los senos maxilares, zonas que no deben

dañarse con la implantación de piezas protésicas ya que pueden ocasionar

complicaciones.

Otras utilidades del dental scan

Actualmente, los programas de tomografía dental son ampliamente utilizados

para la evaluación pre-implantológica. Sin embargo, también se ha

demostrado su utilidad en otras patologías odontológicas como no

odontológicas que afectan a los huesos maxilares. Se pueden valuar con gran

resolución las afecciones inflamatorias endo y periodontales, las fístulas

oroantrales, quistes, tumores, procedimientos quirúrgicos, fracturas, dientes

retenidos, etc. Se puede obtener una información detallada de las lesiones

permitiendo una adecuada caracterización de las mismas y evaluar la relación

con las estructuras anatómicas vecinas.

En conclusión, la tomografía computada multi-slice dental es una nueva

herramienta que permite estudiar con detalle y exactitud los huesos maxilares

y sus enfermedades.

Estudios virtuales con TCMS

A inicios de los „90, con el desarrollo de la TC helicoidal, surge la posibilidad

de obtener información volumétrica de una región del organismo en una sola

adquisición, permitiendo mejorar la realización de reconstrucciones

multiplanares (MPR), y nuevas reconstrucciones tridimensionales (3D). Pero

también surgen programas de “endoscopía virtual” que permiten la

evaluación de la luz de un órgano hueco sobre la base de la información

obtenida en las imágenes axiales de la TC.


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Recién en 1994 se da el primer paso en la aplicación de los programas de

navegación endoscópica virtual en el estudio del colon, y se conoció como

“colonoscopía virtual”.

Ya en 1998 con la aparición de la TC Multislice (TCMS) se introducen grandes

avances tecnológicos permitiendo mejoras el desarrollo de los programas de

los estudios virtuales.

Aplicaciones clínicas

El estudio del colon mediante programas de navegación endoscópica es la

aplicación que más se ha desarrollado hasta el momento. Sin embargo, los

mismos principios fueron propuestos para analizar otras regiones en forma

no invasiva. Así, los estudios virtuales pueden estudiar otras regiones tales

como:

• Tracto digestivo superior

• Esófago

• Estómago

• Vía aérea

• Laringe

• Tráquea

• Bronquios

• Sistema Cardiovascular

• Sistema Urinario

• Sistema Reproductor


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Colonoscopía virtual (CV)

También llamada colonografía por TC, es un método no invasivo que permite

la evaluación de todo el colon en búsqueda de lesiones sobreelevadas y

lesiones estenosantes. Es una técnica que ya tiene más de diez años de

desarrollo e investigación, a lo largo de los cuales ha demostrado tener muy

buenos resultados, similares a los de la video colonoscopía convencional

(VCC). En los últimos años se lo ha propuesto como estudio de screening para

el estudio de cáncer colorectal, debido a que permite detectar con gran

eficacia lesiones premalignas (pólipos) en fase asintomática.

Parámetros a tener en cuenta en CV

Preparación: Al igual que en la VCC, es necesario que el paciente realice

una preparación con catárticos con el objetivo de logran una limpieza

intestinal, eliminando restos de materia fecal que puedan interferir en el

análisis.

Adquisición: el estudio de CV consiste en realizar un TC de abdomen y

pelvis con baja técnica, con la particularidad de insuflar el colon con aire o

CO2. Primero se hace una adquisición con pocos cortes de prueba para

evaluar la distensión y la limpieza, y luego realizan adquisiciones en posición

supina y prona, lo que permite desplazar líquido o restos residuales.

Interpretación: en estaciones de trabajos y con programas especiales se

interpretan las imágenes con las diferentes herramientas tales como los cortes

axiales crudos, MPR, imágenes tridimensionales con ventanas de 3D, 4D (de

transparencias) y de navegación endoscópica. Debido a que la utilización de

todas estas herramientas consume mucho tiempo se han propuesto dos

enfoques: uno que prioriza una evaluación 2D y complementa con 3D en

casos de dudas (este enfoque es el preferido por los radiólogos cuando se

introducen en el método debido que están más acostumbrados a dichas

imágenes), y el otro enfoque prioriza una evaluación endoscópica virtual, la

cual es más simple de realizar y consume menos tiempo (preferida por los

radiólogos entrenados en TCMS).


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Nuevas herramientas en desarrollo

Navegación con apertura de haustras: en una modificación de la navegación

endoscópica, la cual permite desplegar las paredes del colon y mostrarlas

como en una carpeta con lo que se logra una mejor visualización,

particularmente de zonas difíciles tales como detrás de las haustras y pliegues

colónicos. También permite disminuir el tiempo de análisis.

Limpieza electrónica: esta herramienta permite disminuir la exigencia de

la preparación, debido que si se tiñen los restos de materia fecal y el líquido

residual con contraste oral baritado o iodado, luego se puede eliminar en

forma electrónica y automática teniendo en cuenta la densidad de los mismos.

Si bien el programa ya está desarrollado, lo que falta por determinar es la

preparación adecuada que permita obtener una buena tinción de los residuos.

Detección automática: es una herramienta que interpreta automáticamente

las imágenes de TC con el programa habitual detectando lesiones elevadas,

permitiendo realizar mediciones de tamaño y densidades. El objetivo es

disminuir el tiempo de análisis y mejorar las interpretaciones de lectores no

experimentados.

Ventajas y desventajas de la CV

Las principales ventajas radican en que se trata de un estudio no invasivo,

rápido, que no requiere sedación ni anestesia, sin complicaciones y con muy

buenos resultados, comparables al método de referencia. También es de gran

utilidad en la estadificación del cáncer de colon ya que permite evaluar

estructuras extracolónicas. Tiene la desventaja de utilizar radiación ionizante

y que sólo permite realizar diagnóstico y no terapéutica.

Indicaciones actuales (2007)

• Videocolonoscopía convencional incompleta (p.e. por dolicocolon,

ángulo infranqueable, etc)

• Evaluación proximal a lesión estenosante (p.e. enfermedad diverticular,

tumores endoluminales, etc.)

• Pacientes malos candidatos para VCC (p.e. insuficiencia cardíaca,

respiratoria, coagulopatías, etc.)

• Pacientes con historia de poliposis familiar (para cuantificación de

número y tamaño de cada pólipo)


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Luego de diez años de investigación, con suficiente evidencia, las

sociedades científicas norteamericanas aceptaron al CV como

método de estudio para screening de cáncer de colon.

Endoscopía virtual del tracto digestivo superior

Los programas de navegación endoscópica también fueron aplicados para el

estudio de patologías esofágicas y gástricas. Hay que tener en cuenta que para

poder realizarlo se debe distender los órganos con aire (efervescente),

contraste oral (positivo) o agua.

Demostró ser de utilidad en casos particulares como en la estadificación de

cáncer gástrico y esofágico, evaluación de lesiones submucosas con mucosa

sana, evaluación distal a estenosis de la luz, y pacientes con contraindicación

de endoscopía convencional.

Endoscopía virtual de la vía aérea

La aplicación de la navegación endoscópica en la vía aérea se conoce como

broncoscopía virtual. Dicho análisis puede realizarse en el mismo estudio de

una TC de tórax y cuello. Se requiere que la adquisición se realice en

inspiración máxima del paciente.

Demostró ser de utilidad como nueva herramienta de análisis no invasiva en

patologías que comprometen la vía aérea tales como pólipos, lesiones

estenosantes, comunicaciones anómalas, cuerpos extraños, etc. Está indicado

para evaluar lesiones distales a estenosis de la vía aérea y para evaluar

bronquios de pequeño calibre, donde el fibroendoscopio no puede acceder.

Angioscopía virtual coronaria

Se trata de una herramienta adicional de análisis en la Coronariografía por

TCMS. Su principal utilidad radica en la caracterización de placas

ateromatosas que comprometen la luz de las arterias coronarias.

El método de referencia es la ecografía intravascular que se realiza colocando

un transductor en un catéter dentro de las arterias coronarias durante una

angiografía convencional, la cual es prácticamente inaccesible en nuestro país

por los costos.


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La angioscopía virtual todavía es un método de evaluación en desarrollo, que

permitiría determinar la composición, configuración y extensión de las placas

coronarias. Todavía falta realizar mejoras en los programas para que pueda

demostrar su potencial.

Histerosalpingoscopía virtual

Los avances en la medicina reproductiva y el aumento de la tasa de

infertilidad ha incrementado la demanda de estudios tales como la

histerosalpingografía (HSG).

Utilizando casi el mismo procedimiento que la HSG para lograr la tinción de

la cavidad endometrial y las trompas de Falopio, se adquiere una TC de pelvis

en 3 segundos, obteniendo datos que luego se reconstruyen en la estación de

trabajo, logrando imágenes con diferentes formas de visualización que

simulan una HSG, con similares resultados, e incluso con mayor resolución y

detalle. También permite evaluar estructuras extracavitarias como la pared

uterina, los ovarios, la grasa peritoneal y retroperitoneal, los órganos

pelvianos no genitalesy la pelvis ósea.

Además, con la navegación endoscópica se simula una histeroscopía

convencional, que incluso en algunos casos permite navegar por dentro de las

trompas (salpingoscopía).

La mayoría de los estudios se realizan sin la necesidad de pinzamiento y

tracción del cuello uterino y con un material de contraste iodado hidrosoluble

diluido, lo que reduce en forma significativa el dolor y el disconfort de las

pacientes cuando se compara con el método tradicional.

Por último hay que destacar que el menor tiempo de exposición a los rayos x

(3 seg) reduce la dosis de radiación efectiva. Dichas ventajas ubicarán a esta

modalidad en el algoritmo de estudio de las pacientes con infertilidad.


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TCMS de cuerpo entero

El gran avance de la tecnología de la TCMS ha generado grandes expectativas

para el diagnóstico temprano de diversas patologías, por lo que ha sido

postulada como método de screening, por ejemplo para el cáncer de pulmón,

de colon, coronariopatías, etc. Sin embargo, su aplicación ha generado

controversias, principalmente por la alta exposición a radiaciones ionizantes.

No obstante, muchas instituciones han promocionado el estudio del cuerpo

entero directamente a los pacientes, generando una demanda creciente, que

en muchos casos es autorreferida.

Parámetros a tener en cuenta

Para la realización de un estudio de cuerpo entero por TCMS es importante

conocer la capacidad de recorrido de la camilla, lo que determinará la

longitud máxima del examen. Se debe administrar contraste oral para evaluar

el tubo digestivo. Si el estudio se realiza sin contraste EV, se obtiene una sola

adquisición desde la cabeza hasta los pies en apnea inspiratoria. Si se solicita

con contraste EV, primero se realiza una fase sin contraste de cerebro y

abdomen, y luego una adquisición larga con contraste EV desde la cabeza

hasta los pies en tiempo venoso, y por último una fase de uroexcreción tardía

en riñones y vejiga.

Se deben ajustar el pitch y la velocidad de rotación del tubo para que la

adquisición larga no dure más de 40 seg. Con los datos obtenidos, luego se

pueden realizar reconstrucciones con filtros y FOV adecuados a cada región.

También es recomendable utilizar herramientas y ajustes para utilizar la

mínima dosis de radiación necesaria. En promedio, un estudio de cuerpo

entero tiene 50 mSv de dosis efectiva, equivalente a 2500 radiografías de

tórax.


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Actualidad y futuro de la TCMS de cuerpo entero

Al momento (2009), no hay evidencia suficiente que demuestren que la

TCMS de cuerpo entero sea costo/efectiva. Es necesario que se realicen

estudios con gran cantidad de pacientes y bien diseñados que avalen su

utilidad. Una probable aplicación encontraría lugar en el enfoque de pacientes

politraumatizados, donde un scan de 30 seg aceleraría la toma de decisiones

terapéuticas, en reemplazo de múltiples estudios protocolares (Rx de columna

cervical y de tórax, TC de cerebro, ecografía de abdomen, etc.) que retrasan el

actuar médico.

Además existe un auge en la importancia que se le debe atribuir a la dosis de

radiación recibida por los pacientes. Esto obliga a que se aumenten los

esfuerzos para crear diferentes estrategias y herramientas que reduzcan la

dosis de radiación con TCMS.

Para cualquier sugerencia y criticas constructivas.

Cel.: 998091669

Correo: [email protected]

Gracias


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manual practico tomografia 2011

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