tac fisica helicoidal 2010

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  • 8/11/2019 Tac Fisica Helicoidal 2010

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    Li c. J UAN CARLOS VEGA

    MANUAL BASICO DE

    TOMOGRAFIA COMPUTADA

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    INDICE

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    PROLOGO

    Este manual esta realizado de una recopilacin bibliogrfica para Alumnos, Tcnicos Ra-dilogos y Licenciados en produccin de Bio Imgenes, con el fin de que su aprendizaje en

    TC sea lo mas practico y didctico posible.

    Debido a que unos pocos estn en condiciones de adquirir diferentes bibliografas he trata-do de revisar varios autores y hacer un resumen de estos que estn acorde a la necesidad demis colegas.

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    INTRODUCCION

    El Tomgrafo computado signific una autntica revolucin en el campo de la radiologa,ya que se basa en el enfoque de un haz de rayos X colimado sobre el paciente, donde laradiacin remanente atenuada es medida por un detector cuya respuesta se transmite a unordenador. El ordenador analiza la seal del detector, reconstruye la imagen y la presenta enun monitor de televisin. Despus se fotografa la imagen o se graba en distintos soportescomo Formato DICOM, CD para su posterior evaluacin y archivo. Mediante ecuacionesmatemticas (algoritmos) adaptadas al procesamiento informtico se efecta una recons-

    truccin por ordenador de vistas transversales de la regin anatmica de inters.

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    22RESEA HISTORICA

    En los ltimos 50 aos no se ha producido en el instrumental utilizado en radiodiagnsticoimportantes avances como el desarrollo del escner de tomografa computarizada (TC). Enla dcada de 1950, los fsicos e ingenieros ya disponan de los componentes necesarios paraconstruir un escner de TC. En el aos 1970, Godfrey Hounsfield fue el primero en demos-trar pblicamente el funcionamiento de este sistema. Hounsfield, ingeniero en EMI, Ltd.,

    una empresa britnica que hizo posible el descubrimiento, recibi la unnime felicitacin delos expertos en el sector. En 1982, este ingeniero britnico recibi el premio Nbel de Fsi-ca, compartido con el fsico Alan Cormack, de la Tufts University, autor de los fundamen-

    tos matemticos que condujeron a los modelos de reconstruccin de imgenes en TC.

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    PRINCIPIOS DEFUNCIONAMIENTO

    La forma ms sencilla de tomografa computarizada consiste en el uso de un haz de rayos X finamentecolimado y un nico detector. La fuente de rayos X y el detector estn conectados de tal modo que se

    mueven de forma sincronizada. Cuando el conjunto fuente-detector efecta un barrido, o traslacin, delpaciente, las estructuras internas del cuerpo atenan el haz de rayos X segn sus respectivos valores denmero atmico y densidad de masa. La intensidad de radiacin detectadavariar, as, conformar unperfil de intensidad llamado proyeccin. Al concluir la traslacin, el conjunto fuente-detector regresa asu posicin de partida, y el conjunto completo gira para iniciar una segunda traslacin. Durante sta, laseal del detector vuelve a ser proporcional a la atenuacin del haz de rayos X de las estructuras anat-micas, de lo que se obtiene un segundo resultado de exploracin.

    Si se repite este proceso un nmero elevado de veces, se generarn numerosas proyecciones.

    Estas proyecciones no se perciben visualmente, sino que se almacenan en un ordenador. Despus,

    el ordenador las procesa y estudia sus patrones de superposicin para reconstruir una imagen final

    de las estructuras anatmicas. La superposicin de las proyecciones no se produce como podra

    imaginarse en primera instancia. La seal del detector durante cada traslacin se registra en incre-

    mentos de un mximo de 1.000. El valor de cada incremento est relacionado con el coeficiente de

    atenuacin de los rayos X que corresponde al trayecto total de la radiacin por el tejido. Mediante el

    empleo de ecuaciones simultneas se obtiene finalmente una matriz de valores representativa de la

    seccin transversal de la estructura sometida a examen.

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    LIC.VEGAJUAN CARLOS PRINCIPIOS DE FUNCIONAMIENTO

    TIPOS DE TC

    Escneres de primera generacin (Tipo I Translacin-rotacin)

    El funcionamiento se basaba en un tubo de Rx y un detector, este sistema hace el movi-miento de translacin rotacin. Para obtener un corte tomogrfico son necesarias muchasmediciones y, por lo tanto varias rotaciones del sistema, lo que nos lleva a tiempos de cortemuy grandes (superiores a 5 minutos). Se usa para hacer Crneos.

    Escneres de segunda generacin (Tipo II Translacin-rotacin)

    En esta generacin se utilizaban varios detectores y un haz de Rx en abanico (lo que au-mentaba la radiacin dispersa), con esto se consigue que el tiempo de corte se reduzca entre20 y 60 seg.

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    Escneres de tercera generacin

    (Rotacin-rotacin)

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

    alrededor del paciente. Como equipos de slo rotacin, los escneres de tercera generacineran capaces de producir una imagen por segundo.

    El escner de TC de tercera generacin utiliza una disposicin curvilnea que contiene ml-tiples detectores y un haz en abanico. El nmero de detectores y la anchura del haz en aba-nico, de entre 30 y 60 y el haz en abanico y la matriz de detectores permiten ver al pacientecompleto en todos los barridos.La disposicin curvilnea de detectores se traduce en una longitud constante de la trayecto-ria del conjunto fuente-detector, lo que ofrece ventajas a la hora de reconstruir las imgenes.Esta caracterstica de la matriz de detectores de tercera generacin permite adems obtener

    una mejor colimacin del haz de Rx, con la reduccin de la radiacin dispersa.Una de las principales desventajas de los escneres de tercera generacin es la aparicinocasional de artefactos, debida a un fallo de algn un detector.

    Escneres de cuarta generacin(Rotacin-estacionaria)

    Los escneres de cuarta generacin poseen slo movimiento rotatorio. El tubo de Rx gira,pero la matriz de detectores no. La deteccin de la radiacin se realiza mediante una dispo-sicin circular fija de detectores. El haz de rayos X tiene forma de abanico, con caractersti-cas similares a las de los haces usados en equipos de tercera generacin. Estas unidades al-canzan tiempos de barrido de 1 segundo y pueden cubrir grosores de corte variables, ascomo suministrar las mismas posibilidades de manipulacin de la imagen que los modelos

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    LIC.VEGAJUAN CARLOS PRINCIPIOS DE FUNCIONAMIENTO

    de generaciones anteriores La matriz de detectores fijos de los escneres de cuarta genera-cin no produce una trayectoria de haz constante desde la fuente a todos los detectores,sino que permite calibrar cada detector y normalizar su seal durante cada barrido. El prin-cipal inconveniente de los escneres de de cuarta generacin es la alta dosis que recibe elpaciente, bastante superior a la que se asocia a los otros tipos de escneres.

    Escneres Multicorte ( Multi Slice )

    Este tipo de TC que es una variante avanzada de los equipos helicoidales con capacidad deobtener varias imgenes en forma simultanea, en tiempos inferiores al segundo. En el ao1998 aparece Mx 8000 de 4 filas de detectores en el 2002 IDT de 16 canales y en el 2004Brillance de 40 canales en la actualidad existen de 60 canales. Nuevamente la mayor rapi-dez no es la nica ventaja o avance de este tipo de equipamientos, las imgenes tienen unmejor detalle anatmico, asocindose a mejores rendimientos de diagnostico que rondan el95% para las zonas de buen rendimiento del mtodo (obviamente en estudios informadospor profesionales con alta experiencia, ya que ningn mtodo o equipamiento por excelenteo desarrollado puede suplir al mdico que informa los estudios, que es el elemento ms im-

    portante de todo procedimiento diagnstico). Los equipos multislice representan una graninversin en alta tecnologa, que se justifica por su utilidad actual y desarrollo a futuro, yaque la evolucin de este mtodo esta basada totalmente en los avances de este tipo de equi-pamiento.

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    Que otras ventajas tiene la TC multislice ?

    a) El uso de contrastes mediante bombas inyectoras computarizadas, sincronizadas con eltomgrafo, posibilita excelentes estudios contrastados muy superiores a los convencionales.

    b) Reconstrucciones en dos y tres dimensiones en color, o blanco y negro, con excelenteinformacin y detalle anatmico.

    c) Angiografa por TC: en la TC helicoidal se pueden hacer estudios vasculares de cualquierterritorio con gran calidad de imagen dando verdaderas "angiografas" por TC.

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    LIC.VEGAJUAN CARLOS PRINCIPIOS DE FUNCIONAMIENTO

    COMPONENTES DEL SISTEMA

    Sea cual sea el tipo de escner que se utilice, en su diseo cabe distinguir tres componentesprincipales: la gantry, el ordenador y la consola del operador.

    Gantry. Contiene un tubo de rayos X, la matriz de detectores, el generador de alta tensin,la camilla de soporte del paciente y los soportes mecnicos. Estos subsistemas se controlanmediante rdenes electrnicas transmitidas desde la consola del operador, y transmiten a su

    vez datos al ordenador con vistas a la produccin y anlisis de las imgenes

    DiDis

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    Tubo de rayos x.En la mayora de los tubos se usan rotores de alta velocidad para favore-cer la disipacin del calor. Los escneres de TC diseados para la produccin de imgenes

    con alta resolucin espacial contienen tubos de Rx con punto focal pequeo.

    Conjunto de detectores.Los primeros escneres de TC tenan un solo detector. Los msmodernos utilizan numerosos detectores, en disposiciones que llegan hasta contener

    2.400 elementos de dos categoras: detectores de centelleo y detectores de gas.

    Colimacin. En TC a veces se utilizan dos colimadores. El primero se monta en la cubier-ta del tubo o en sus proximidades, y limita el rea del paciente que intercepta el haz til, de-terminando as el grosor del corte y la dosis de radiacin recibida por el paciente. Este coli-mador prepaciente suele constar de varias secciones que permiten obtener un haz derayos

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    LIC.VEGAJUAN CARLOS PRINCIPIOS DE FUNCIONAMIENTO

    X casi paralelo. Un ajuste inapropiado de los colimadores prepaciente origina un exceso in-necesario de dosis de radiacin en el paciente durante la TC.

    El segundo colimador (pospaciente), restringe el campo de Rx visto por la matriz dereceptores. Este colimador reduce la radiacin dispersa que incide sobre los detectores.

    Generador de alta tensin.Todos los escneres de TC funcionan con alimentacin trifsi-ca o de alta frecuencia. As, admiten velocidades superiores del rotor del tubo de Rx y los

    picos de potencia caractersticos de los sistemas pulstiles.

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    Colocacin del paciente y camilla de soporte. Sostiene al paciente en una posicin c-moda, est construida con un material de bajo nmero atmico, como fibra de carbono.

    Dispone de un motor que acciona la camilla con suavidad y precisin para lograr una posi-

    cin ptima del paciente durante el examen, en particular en tcnicas de TC espiral. Si laposicin del paciente no es exacta, tal vez se efecten barridos repetidos de un mismo teji-

    do, o se dejen secciones anatmicas sin examinar.

    Ordenador. La tomografa computarizada no sera posible si no se dispusiera de un orde-nador digital ultrarrpido. Se requiere resolver simultneamente del orden de 30.000 ecua-ciones; por tanto, es preciso disponer de un ordenador de gran capacidad. Con todos estos

    clculos el ordenador reconstruye la imagen.La mayora de los ordenadores requieren un entorno especial y controlado; en consecuen-

    cia, muchas instalaciones de TC deben disponer de una sala contigua dedicada al equipoinformtico. En la sala del ordenador se han de mantener condiciones de humedad y tem-

    peratura.

    Consola de control. Numerosos escneres de TC disponen de dos consolas, una para eltcnico que dirige el funcionamiento del equipo y la otra para el radilogo que consulta lasimgenes y manipula su contraste, tamao y condiciones generales de presentacin visual.

    La consola del operador contiene dispositivos de medida y control para facilitar la seleccinde los factores tcnicos radiogrficos adecuados, el movimiento mecnico del gantry y la

    camilla del paciente y los mandatos comunicados al ordenador para activar la reconstruc-

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    LIC.VEGAJUAN CARLOS PRINCIPIOS DE FUNCIONAMIENTO

    cin y transferencia de la imagen. La consola de visualizacin del mdico acepta la imagenreconstruida desde la consola del operador y la visualiza con vistas a obtener el diagnstico

    adecuado.

    n

    o , adems se pueden transformar a sistema DICOM para luego ser grabados enun CD.

    Almacenamiento de las imgenes. Existen numerosos formatos de imgenes tiles eel campo de la radiologa. Los escneres actuales almacenan los datos de las imgenes en

    discos duros del ordenador pueden ser impresos en soporte de polister (pelculas ) o papelfotogrfic

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    33CONSTRUCCION DE

    LA IMAGEN

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    LIC.VEGAJUAN CARLOS CONSTRUCCIN DE LA IMAGEN

    CONSTRUCCIN DE LAIMAGEN

    Aunque la imagen obtenida en la pantalla del ordenador es bidimensional corresponde en larealidad a un volumen. El soporte donde se crea la imagen es una MATRIZ, es un conceptoabstracto y matemtico. Esta matriz no se ve, se ve solo la imagen. La matriz es una rejillacuadrada compuesta de un nmero variable de cuadraditos, cada cuadradito recibe el nom-bre de PIXEL.

    Como la imagen obtenida es una representacin bidimen-sional de un cierto volumen de tejido, esta matriz no es pla-na si no que tiene un grosor, pues bien a este grosor se ledenomina grosor de corte.

    El tubo de Rx gira alrededor del paciente y da una infor-macin a los detectores, estos datos hay que ordenarlos para

    crear la imagen, pues donde el ordenador plasma el resulta-do es en la matriz.Ahora nos fijaremos en un solo pxel, como si lo sacra-

    mos de la matriz, vemos que el pxel tiene un grosor (grosorde corte) pues al pxel + el grosor de corte se le denomina

    VOXEL.

    Una vez que el ordenador ha obtenido la imagen a cada pxel se le otorga un valor, gra-cias a que el ordenador ha digitalizado los datos. Este valor corresponde a la media de ate-nuacin que sufrieron los distintos fotones de Rx que despus de atravesar al paciente llega-

    ron a los detectores y que se representan en dicho voxel. Es decir el coeficiente de atenua-cin representado en un pxel es la media de todos los coeficientes de atenuacin que exis-tan en el volumen del voxel. No se puede representar algo las pequeo que el voxel.

    Dependiendo del tamao del objeto a representar y el tamao de la matriz que vallamos autilizar, cambiara la resolucin espacial de la imagen, la imagen obtenida. De una estructurageomtrica regular con un borde ntidos puede ser borrosa. El grado de borrosidad de dichaimagen es una medida de la resolucin espacial del sistema.

    El ordenador despus de computar toda la informacin, otorga un valor numrico a cadapxel (que se corresponde con el coeficiente de atenuacin), este nmero del pxel se corres-

    ponde con un color en una escala de grises que tenemos si hacemos esto con todos lospxel tendremos una amplia gama de grises capaz de representar cualquier imagen.

    Para crear la imagen, como ya hemos dicho, necesitamos saber todos los coeficientes deatenuacin que existen en el volumen del voxel para as hacer la media de todos ellos. Puesbien esto se hace por dos mtodos:

    1. Mtodo Iterativo: Se utiliza en TC de 1 generacin. El ordenador va haciendo inten-tos de sumas en vertical, horizontal y diagonal, hasta que obtiene la coincidencia detodos los datos. Este mtodo esta hoy en da en desuso y no poda reconstruir la

    imagen el ordenador hasta que tuviera todos los datos.

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    2. Mtodo Analtico: Tiene varias posibilidades pero la ms usada es el mtodo de re-troproyeccin filtrada. El mtodo analtico se trata de empezar a reconstruir la ima-gen segn se van recibiendo los datos, as se crea una imagen unidimensional y se re-presenta a continuacin en la matriz, esto se hace sucesivamente con todos los dis-paros; despus de todas las reconstrucciones se crea finalmente la imagen. Esta ima-gen es filtrada mediante un filtro KERNEL, que en realidad lo nico que va a haceres una superposicin de una determinada curva, correspondiente a una determinadaformula matemtica (filtro) a la curva obtenida mediante la adquisicin de los datosde los detectores; esto es, multiplicando el valor obtenido por los detectores por unfiltro Kernel para as obtener el resultado. Su finalidad es resaltar los datos de la ima-gen que puedan tener alguna importancia diagnostica.

    Los filtros Kernel son formulas matemticas y hay distintos tipos de filtros, se se-leccionan dependiendo de lo que ms nos interese ver. Los filtros ms importantesson:

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

    REALCE DE BORDES: Realza la diferencia entre bordes, realza ms la diferenciade contraste entre estructuras de no muy distinto coeficiente de atenuacin.

    SUAVIZADO: Lo que hace es disminuir los artefactos debidos la Ruido esttico, vaa limar diferencias.

    Filtro Duro (Sharp) Filtro Estndar Realce de Bordes

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    LIC.VEGAJUAN CARLOS CONSTRUCCIN DE LA IMAGEN

    Filtro Duro (Sharp)

    tu-

    imagen, de discriminar imgenes de objetos pequeos

    fino el grosor de corte mayor resolucin espacial

    truccin

    d de los valores de absor-cada voxel o pxel. Depende de:

    r

    cner d est limitada por el tama-o y la uniformidad del objeto y por el ruido del sistema.

    s de las estructuras representadas con la con-

    n, mA)

    to, la resolucin de objetos de bajo contraste est

    CALIDAD DE IMAGEN

    Como las imgenes de TC estn constituidas por valores de pxeles discretos que se con-

    vierten despus a formato de pelcula. Existen numerosos mtodos para medir la calidad deimagen. Estos mtodos se aplican sobre cuatro caractersticas a las que se asignan magnides numricas: la resolucin espacial, la resolucin de contraste, la linearidad y el ruido.Resolucin espacial

    Es la capacidad de todo mtodo demuy cercanos entre si. Depende de:

    Tamao del pxel, a menor tamao mayor resolucin espacial

    Grosor de corte (voxel), a mas

    Algoritmo de recons

    Resolucin de contrasteLa capacidad para distinguir estructuras de diferente densidad, sean cuales sean su forma

    y su tamao, se denomina resolucin de contraste.Traduce la exactitucin de los Rx por el tejido en

    Contraste del objeto

    Ruido de fondo del equipo (es inherente)

    La resolucin de contraste suministrada por los escneres es considerablemente superioa la de las radiografas convencionales, principalmente debido a la colimacin del haz enabanico, que restringe drsticamente la presencia de radiacin dispersa. Sin embargo, la ca-pacidad de mejorar los objetos de bajo contraste con un es

    Ruido del sistema

    La resolucin de contraste del sistema no es perfecta. La variacin de los valores de re-presentacin de cada pxel sobre un mismo tejido por encima o por debajo del valor medio

    se denomina ruido del sistema. Si todos los valores de pxeles fueran iguales, el ruido delsistema sera cero. Cuanto mayor es la variacin en estos valores, ms nivel de ruido acom-paar a la produccin de las imgenes en un sistema dado. Es el granulado que existe en laimagen, puede oscurecer y difuminar los bordesiguiente perdida de definicin. Depende de:

    Nmero de fotones que llegan a los detectores (colimaci

    Ruidos inherentes al equipo (electrnico, computacional)

    El ruido es perceptible en la imagen final por la presencia de grano. Las imgenes produci-

    das por sistemas de bajo ruido se ven muy lisas, mientras que en sistemas de niveles de rui-do elevados parecen manchadas. Por tan

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    itada por el ruido del equipo de TC.

    a un nmero de TC igual a cero, y que otros tejidos se representen con su valoradecuado.

    n

    ala tom como referencia el agua. Por ello la nuevaunidad habra que aplicar la frmula.

    jeto- agua

    i-

    e el ojo humano no es

    elo cual es grave; ya que

    urra as. Representar en escalones de

    dos unidades (ya

    limLinearidadEl escner de TC debe calibrarse frecuentemente para comprobar que la imagen de agua

    corresponda

    CONCEPTO DE VENTANA

    Como ya hemos explicado en el apartado anterior (Construccin de la imagen), el ordena-dor despus de computar toda la informacin, otorga un valor numrico a cada pxel (que secorresponde con el coeficiente de atenuacin), este nmero del pxel se corresponde con ucolor en una escala de grises que tenemos si hacemos esto con todos los pxel tendremosuna amplia gama de grises capaz de representar cualquier imagen. Pues bien con la escala deatenuaciones conocida no haba forma de aclararse, hasta que a una serie de investigadores

    se les una nueva escala. Esta nueva esc

    HU= (ob ) /agua X1000

    Esta unidad de absorcin se llama Hounsfieldo valor de CT.Tenemos que tener en cuenta que nuestra escala consta de un nmero superior a 4.000 undades HU, y que lo tenemos que representar en escalones de grises de forma que el msdenso (tenga una unidad HU ms alta) y se aproxime al blanco, mientras que el menos den-so (unidad HU baja) se aproxime al negro. Por otro lado, sabemos qucapaz de distinguir ms de 40 escalones de grises aproximadamente.Por lo tanto, nuestro ojo, si ve 100 unidades HU con la misma tonalidad de gris, creer qu

    todo lo que est en el rango entre 0 y 100 es de la misma materia,para nuestra vista ser lo mismo cartlago, hgado, intestino, etc.

    Afortunadamente existe un truco para que esto no ocgris, solamente la parte de la escala que nos interesa.Supongamos que vamos a mostrar en nuestro monitor la parte correspondiente al rangoentre 0 y +80. El gris medio corresponder al 40; por encima de 80 todo ser blanco y pordebajo de 0 todo ser negro. Ahora podemos ver diferencias, entre cada

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    LIC.VEGAJUAN CARLOS CONSTRUCCIN DE LA IMAGEN

    que suponemos que nuestro ojo diferencia cuarenta escalones de gris).A esta anchura o cantidad de valores HUnuestro escner, la llamaremos ventana.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 lmite superior ser -20. Todo lo que tenga una HU superior a este valor, ser blanco. El lmite inferior ser -100 y todo lo que estpor debajo de este valor ser negro. Este truco de la ventana todava es algo ambiguo, yaque slo nos dice qu cantidad de unidades vamdice en qu zona de nuestra escala est situado.Introduzcamos otro concepto nuevo, y ste va a ser lo que llamaremos centro o nivel. Este

    centro, o lo que es lomitad de la ventana.Resumiendo, cuando representamos nuestra imagen en alguna parte del monitor, vamos a

    indicar dos valores: la ventana, que nos indicar cuantas unidades

    , las cuales podremos seleccionar libremente en

    -

    os a ver en escalones de gris, pero no nos

    mismo el gris medio, nos va a indicar en qu valor HU se encuentra la

    CT representamos, y el

    centro, que nos dir en qu parte de la escala nos encontramos.

    d

    e

    sobre las dems.Para hace dar de ventana y centro,m

    Evidentemente se nos pueden presentar dos dudas: Qu ventana es la ms adecuada, paraver una cosa determinada? Qu centro utilizar?Contestaremos por orden a estas dos cues-tiones: Supongamos un corte tomogrfico del abdomen, con toda la diversidad de atenua-ciones que ello conlleva. Si elegimos una ventana ancha, tendremos una visin generalizadae todas las estructuras, pero con poco detalle. y si la elegimos estrecha, no podr serlo tan-to que nos haga evidente el ruido de fondo de la imagen, y nos impida su diagnstico. Porotra parte, en estructuras seas, no podr ser pequea ya que la escala de dichas estructurass muy amplia. Digamos que dicho valor ser de compromiso entre estas dos consideracio-

    nes. Por supuesto, el centro estar en el valor HU de la estructura que queramos destacarrnos una idea de algunos valores estnrecomenda os leer la siguiente tabla

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    Regin Ventana Centro

    Base de Crneo 240 35

    Cerebro 120 35

    Abdomen 400 35

    Columna Dorso Lumbar 450 40

    Orbita 240 35

    Pulmn 400 700

    Pelvis 450 40Hgado/Pncreas 350 40

    Co allumna Cervic 350 40

    Silla Turca 240 35

    Odo Interno 4000 300

    Extremidades 350 40

    Abdomen Peditrico 240 35

    valores que se pueden seleccionar en un

    iew : Existen dos tipos de campos el

    r

    aire. Si estos detectores recibie-

    ms pequeo posible ya que determinara junto con

    spacial, a mayor tama-o mayor resolucin.( 256 x 256

    sfino mejor resolucin espacial, por el contrario a cortes ms finos mayor n de cor-

    FACTORES SELECCIONABLES DE UN TC.

    Los TC son varios:

    1. Campo de medicin (FOV) Field Of Vcampo medido y el campo representado.*El campo medido o Scan FOV:Es el tamao de apertura en el gantry, esto es, preparalos detectores necesarios para hacer la medicin, los dems detectores (los que nossobran) solo estn preparados para recibir densidadran Rx apareceran artefactos por fuera de campo.

    *Campo de representacin:se refiere a la parte del campo de medicin que va a ser repre-sentada por el ordenador en el monitor. Una vez elegido el campo de medicin ahoradecidimos si se representa todo o una parte. El campo de representacin debe ser lo

    la matriz el tamao del pxel.

    2. Tamao de la matriz:Es la cuadricula donde se representa la imagen, su tamaoviene dado por el nmero de pxel e influye en la resolucin e

    , 512 x 512 , 1024 x 1024 )

    3. Grosor de corte ( Thinnes):Es la 3 dimensin en un corte de un TC. Voxel = ta-mao pxel + grosor de corte. Influye en la resolucin espacial a grosor de corte m

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    LIC.VEGAJUAN CARLOS CONSTRUCCIN DE LA IMAGEN

    tes, mayor tiempo de reconstruccin, ms ruido, y ms calentamiento del tubo de Rx.

    En los tomgrafos Modernos los espesores de corte oscilan entre 0,5 - 1 - 2 3 5y 10 mm.

    4.

    Tiempo de corte:Es un valor que el tcnico o Licenciado debe de valorar segn seael paciente y el estudio a realizar. Se puede acortar el tiempo de corte si el barrido deltubo de Rx es incompleto o si la reconstruccin de la imagen se hace posterior a loscortes y no al mismo tiempo.

    5. Kv y mAs:El Kv siempre es alto de 100 Kv a 150 Kv. El mA es lo nico que semodifica en al practica para evitar el ruido a mas mA menor ruido.

    6. Desplazamiento de Camilla ( Index ) :es el espacio comprendido entre corte ycorte

    7.

    Desplazamiento Transversal ( Swivel ) :Algunos tomgrafos cuentan con estaopcin de tener movimientos laterales.

    8. Algoritmo de reconstruccin: ( Sharp, Estndar, Smooth).

    9. Angulacin de Corte:Esto Consiste en inclinar el gantry en sentido caudal o cefli-co tiene gran utilidad en TC de Cerebro, en los cortes Coronales de Orbita, Peas-cos, Macizo Facial y en el Raquis. La angulacin mxima de algunos tomgrafos os-cilan entre los 20 y 35 grados en ambos sentidos.

    10.Raw Data: Se denomina as a los datos primarios obtenidos en cada corte, que des-

    pus sern visualizadas en el monitor. Estos RD nos sirven tambin por Ej. cuandocortamos con un filtro y luego necesitamos convertirlo en otro o realizar modifica-ciones en el FOV.

    11.Orientacin Anatmica:Es muy importante colocar en el armado del protocolocomo se encuentra el paciente en la camilla (Prono o Supino) y si lo visualizamosdesde los pies o desde la cabeza ( Feet Head ). Porque de no colocar esta opcintendramos las imgenes invertidas y estaramos entregando un estudio para su poste-rior informe que no tendra nada que ver con la realidad del paciente. Una imagen dela pantalla no es solamente una representacin 2D de la anatoma, sino que contiene

    informacin sobre la atenuacin media tisular en una matriz de aproximadamente512 x 512 elementos (pxeles). Un corte tiene un grosor definido y se compone deuna matriz de unidades cbicas o cuboideas (voxels) de idntico tamao. Este detalletcnico es la razn de los efectos de volumen parcial. Cada imagen se representahabitualmente como si el cuerpo fuese observado desde caudal a craneal.

    As, el lado derecho del paciente esta a la izquierda de la imagen y viceversa porejemplo, el hgado se encuentra en el hemicuerpo derecho pero aparece en la mitadizquierda de la imagen los rganos del lado izquierdo como el estomago y el bazoaparecen en la mitad derecha de la imagen. Las porciones anteriores del cuerpo comola pared abdominal, son representadas en la parte superior de la imagen, las estructu-

    ras superiores como la columna en la inferior. Con este sistema se comparan msfcilmente las imgenes de TC con la de radiografas convencionales.

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    12.En TC Helicoidal el Pitch ( Factor de Desplazamiento ): Existen varias definicionesdel Pitch o factor de desplazamiento, que describe la relacin entre el desplazamien-to de la mesa (mm) por cada rotacin del tubo y el grosor de corte : Si el desplaza-

    miento de la mesa con cada rotacin se lentifica ,se inicia una secuencia de barridoespiral semejante a la de la figuraA ,si se mantiene el mismo grosor de corte y

    velocidad de rotacin pero aumenta el desplazamiento de la mesa , el barrido espiralse extiende FiguraB.La definicin mas comn del Pitch se basa en la relacin entre el desplazamiento dela mesa ( mm ) por rotacin y la colimacin seleccionada , tambin en ( mm ).

    ARTEFACTOS

    Introduccin

    En este captulo hablaremos de los artefactos que pueden aparecer en una imagen T .C. yde cmo evitarlo. Estos son parte integrante de nuestro sistema de exploracin (naturalezade los Rayos-X, fsica del sistema detector) y de las estructuras que vamos a encontrar en elcuerpo humano.

    El conocimiento de todas estas circunstancias y de cmo anularlas, va a redundar en lacalidad de nuestra exploracin.

    Sin ms prembulos, vamos a dividir estos artefactos en tres grandes grupos:A) Por razones fsicas.B) Por movimiento.C) Por razones tcnicas.

    A)Artefactos debidos a razones fsicasEn este primer grupo vamos a encontrar varias causas por las que pueden aparecer

    artefactos, y stos son:1) Error por endurecimiento del haz.2) Error por volumen parcial.3) Error por in homogeneidad en el eje z.

    1) Error por endurecimiento del haz.Vamos a tratar de describirlo con un ejemplo grfico.

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    En la proyeccin 1, la radiacin de baja energa es filtrada por el cilindro de alta densidad Bde igual forma que en la proyeccin 3 es filtrada por C. A pesar de ser corregido este errorpor las proyecciones 2 y 4, obtenemos una zona de falsa baja atenuacin enA.

    Evidentemente, poco podramos hacer en contra de este artefacto en cuanto a modificaralgn parmetro en la exploracin.

    Afortunadamente, en los equipos modernos este problema ha desaparecido casi en su tota-lidad. En unos, empleando filtros metlicos a la salida del haz de formas ms o menos sofis-ticadas; en otros, corrigiendo matemticamente la curva de atenuacin real a la ideal de unsistema monocromtico.

    2) Error por volumen parcial.Est causado por estructuras no homogneasy de alta den-sidad que estn parcialmente introducidas en el haz y paralelo al eje de giro del sistema.

    Dos ejemplos tpicos de este artefacto lo tenemos en la base de crneo; entre los peascos(barra Hounsfield) unin de artefacto de volumen parcial y endurecimiento del haz; y elotro, las lneas que aparecen desde la cresta occipital interna sobre el parnquima.

    La forma de eliminar este artefacto es reduciendo la apertura del colimador.

    3) Error por in homogeneidad en el eje z.Eltercer artefacto se puede dar, bien porquealgn detector est mnimamente desplazado hacia adelante o hacia atrs del eje Z, (en todala corona de detectores no forma en su rotacin un ngulo de 90 con el eje de giro) o bienporque el objeto no es homogneo en dicho eje o est formado por estructuras ms peque-as que el grosor del Corte. El resultado es un emborronamiento de la imagen debido a laintegracin con las estructuras adyacentes.

    La forma de evitarlo, evidentemente, es reduciendo el grosor del Corte.

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

    Digamos que el ms habitual es el primero; en el segundo poco podremos hacer, ya que sercausado por una avera y habr que proceder a su reparacin. Para evitar el artefacto de mo-

    vimiento, se podrn utilizar varios mtodos o una combinacin de ellos, como por ejemplo:inmovilizacin del paciente, sedacin y tiempos de corte ms rpidos.De todas formas, si existe una duda de que el artefacto es debido a una u otra razn, lo

    aconsejable es repetir el corte.

    C)Artefactos debidos a razones tcnicasEste ltimo grupo lo subdividiremos en otros tres* Error de linealidad.* Error de estabilidad.

    * Error aliasing.

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    El error de falta de linealidad.Un sistema es lineal, cuando para un objeto de atenuacinhomognea y constante, es ledo por todos los detectores en cada proyeccin el mismo va-lor de atenuacin; para objetos del mismo material de doble, triple, etc., grosor que el pri-mero, correspondern atenuaciones ledas en la misma proporcin.El defecto de esta caracterstica de linealidad, producir: una variacin de densidad del cen-tro hacia afuera, al explorar un objeto homogneo, siempre que dicho defecto sea de todo elconjunto detector; si el defecto fuese de slo algn elemento detector, apareceran anillosparciales o rayas en la imagen. Pese a ser una avera del sistema, se puede corregir parcial-mente disminuyendo la colimacin.

    El error de estabilidad.Un sistema deja de ser estable cuando sufre variaciones de sensibi-lidad en algunos de sus elementos detectores; como con secuencia de esta alteracin de sen-sibilidad, aparecern anillos totales (como una diana) o rayas segn el tipo de explorador, yen general un posible aumento de ruido. La solucin a este problema es calibrar el aparato;

    algunas mquinas tienen un sistema de auto calibracin, que se puede realizar tan frecuen-temente como lo considere el operador.

    Error aliasing:Este error es el tpico que se produce en una exploracin donde hay unelemento de gran densidad, como por ejemplo una prtesis metlica; o un elemento de con-traste en gran concentracin, como por ejemplo el estmago parcialmente lleno de contras-te.

    Este artefacto es reconocible ya que el elemento de alta atenuacin produce un halo de falsaalta absorcin, en una o varias direcciones.Para explicar un poco este fenmeno, supongamos que un objeto, que es prcticamente

    opaco a la radiacin, que est excntrico al campo de medicin; en un instante, en el giro delconjunto detector-tubo, un elemento detector queda completamente, cegado por dicho ob-jeto; en el instante siguiente, ese mismo detector recibe una gran energa, ya que el materiales hipodenso. El resultado es que el conjunto detector electrnica asociada no es lo sufi-cientemente rpido para detectar esa brusca variacin y por tanto crean una sombra dondeno existe.

    La reduccin de este efecto es posible situando el material hiperdenso lo ms cerca posible

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    del centro del campo de medicin, y aumentando el nmero de proyecciones, para as

    corregir esta falsa medicin un nmero de veces mayor. Algunos modelos de exploradorestienen adicionalmente correcciones matemticas para este artefacto.

    Reconstrucciones 3D

    La adquisicin, gracias a la tcnica espiral u helicoidal, de un volumen nico y continuo dedatos de una regin corporal completa ha permitido mejorar significativamente las imgenesde las fracturas y los vasos sanguneos. Se han establecido diferentes formas de reconstruc-cin 3D:

    Proyeccin de Mxima Intensidad (MIP)

    La MIP es un mtodo matemtico que extrae los voxel hiperintenso de los datos 2D o 3D(6,7). Estos voxels son seleccionados de distintos ngulos a travs del bloque de datos y sonproyectados como una imagen 2D (Fig. 13.1). El efecto 3D se obtiene variando en peque-os sectores

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