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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
J.G.V FTM 2011
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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
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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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
J.G.V FTM 2011
AUTOR
Este manual práctico de tomografía está hecho para
poder introducirle al lector de cero, especialmente
para el que esté estudiando o como para consulta,
para la rama de imaginología medica, en mención
especial a los tecnólogos médicos en especialidad en
radiología se los dedico a ustedes, aquí yo voy a
intentar explicar de manera más sencilla posible,
sobre que es una tomografía axial computada, las
diferencias básicas de esta con la radiografía
convencional, además se da una reseña histórica sobre
el tema. También se exponen aquí cuales son los
principios de funcionamiento: reconstrucción a partir
de las proyecciones, principio de Hounsfield, técnicas
de adquisición y algunas temas más complejos como
la transformada de Fourier y otros, se Analiza los
componentes de un tomógrafo, su funcionamiento
básico y el procedimiento o protocolos de utilización,
etc.
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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
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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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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
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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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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
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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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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
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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 lossometía 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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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
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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 extremadamentefinos, 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
endemostrar 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
Losprimeros 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 Idebido 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 circularfija 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
producciónde 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 señalelectrónica. (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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• 4 X 2,5 mm: se pueden captar cuatro señales (cortes axiales) o hélices
intercaladas o interespaciadas (cortes helicoidales) con ocho filas de
detectores de 1,25 mm, contribuyendo dos filas a la detección de cada señal
(corte axial) o hélice intercalada o interespaciada (cortes helicoidales).
• 4 X 3,75 mm: se pueden captar cuatro señales (cortes axiales) o hélices
intercaladas o interespaciadas (cortes helicoidales) con 12 filas de detectores
de 1,25 mm, contribuyendo tres filas a la detección de cada señal (corte axial)
o hélice intercalada o interespaciada (cortes helicoidales).
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• 4 X 5,0 mm: se pueden captar cuatro señales (cortes axiales) o hélices
intercaladas o interespaciadas (cortes helicoidales) con 16 filas de detectores
de 1,25 mm, contribuyendo cuatro filas a la detección de cada señal (corte
axial) o hélice intercalada o interespaciada (cortes helicoidales).
• 1 X 1,25 mm: una fila de detectores de 1,25 mm puede captar una señal axial,
contribuyendo únicamente esa fila a la detección de dicha señal.
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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.
– Avance de la mesa: 3,75 mm por giro.
– Colimación del haz: 5 mm.
– Pitch 0,75:1.
– Espesores de corte prospectivos y retrospectivos de 1,25 y 2,5.
• Modo de 4 filas: 4 X 2,5 mm. Todas las imágenes emplean datos de las
cuatro hélices.
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– Configuración del detector: 4 X 2.5 mm.
– Avance de la mesa: 7,5 mm por giro.
– Colimación del haz: 10 mm.
– Pitch 0,75:1.
– Espesores de corte prospectivos y retrospectivos de 2,5 mm, 3,75 mm y 5,0
mm.
• Modo de 4 filas: 4 X 3,75 mm. Todas las imágenes emplean datos de las
cuatro hélices.
– Configuración del detector: 4 X 3,75 mm.
– Avance de la mesa: 11,25 mm por giro.
– Colimación del haz: 15 mm.
– Pitch 0,75:1.
– Espesores de corte prospectivos y retrospectivos de 3,75 mm, 5,0 mm y 7,5
mm.
• Modo de 4 filas: 4 X 5,0 mm. Todas las imágenes emplean datos de las
cuatro hélices.
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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
J.G.V FTM 2011
– Configuración del detector: 4 X 5.0 mm.
– Avance de la mesa: 15 mm por giro.
– Colimación del haz: 20 mm.
– Pitch 0,75:1.
– Espesores de corte prospectivos y retrospectivos de 5,0 mm, 7,5 mm y 10,0
mm.
Configuraciones helicoidales en el modo interespaciado de 4 filas
Las configuraciones helicoidales son: 4 x 1,25 mm; 4 x 2,5 mm; 4 x 3,75 mm y
4 x 5,0 mm. Todas las configuraciones en el modo de 4 filas se adquieren con
un paso de seis.
El avance de la mesa es 6 veces la configuración del detector o, lo que es lo
mismo, un paso de 6:1, (es decir, una velocidad de mesa de 7,5 mm dividida
entre 6 da como resultado 1,25 o, lo que es lo mismo, una configuración del
detector 4 X 1,25 mm). Este modo emplea hélices interespaciadas y es de dos
a seis veces más rápido que las exploraciones helicoidales de corte sencillo.
Las hélices interespaciadas provocan una mayor interpolación de datos y un
aumento de artefactos helicoidales en comparación con el modo intercalado.
• Modo de 4 filas 4 X 1,25 mm. Todas las imágenes emplean datos de las
cuatro hélices.
– Configuración del detector: 4 X 1,25 mm.
– Avance de la mesa: 7,5 mm por giro.
– Colimación del haz: 5 mm.
– Pitch 1.5:1.
– Espesores de corte prospectivos y retrospectivos de 1,25 mm y 2,5 mm.
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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
J.G.V FTM 2011
• Modo de 4 filas 4 X 2,5 mm. Todas las imágenes emplean datos de las cuatro
hélices.
– Configuración del detector: 4 X 2,5 mm.
– Avance de la mesa: 15 mm por giro.
– Colimación del haz: 10 mm.
– Pitch 1.5:1.
– Espesores de corte prospectivos y retrospectivos de 2,5 mm, 3,75 mm y 5,0
mm.
• Modo de 4 filas 4 X 3,75 mm. Todas las imágenes emplean datos de las
cuatro hélices.
– Configuracióndel detector: 4 X 3,75 mm.
– Avance de la mesa: 22,5 mm por giro.
– Colimación del haz: 15 mm.
– Pitch 1.5:1.
– Espesores de corte prospectivos y retrospectivos de 5,0 mm y 7,5 mm.
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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
J.G.V FTM 2011
• Modo de 4 filas 4 X 5,0 mm. Todas las imágenes emplean datos de las cuatro
hélices.
– Configuración del detector: 4 X 5,0 mm.
– Avance de la mesa: 30,0 mm por giro.
– Pitch 1.5:1.
– Espesores de cortes prospectivos y retrospectivos de 5,0 mm, 7,5 mm y 10,0
mm.
– Colimación del haz: 10 mm
– Colimación del haz: 20 mm
4) DAS (Data acquisition system). SISTEMA DE
ADQUISICION DE DATOS.
El DAS muestrea la señal eléctrica y realiza la conversión analógica-digital,
para que la computadora procese los datos.
Los equipos de Tc helicoidales pueden dividirse a su vez según el número de
“canales de data”, también conocido como DAS (Data Adquisition System), o
equivalente a decir que se dividen según el número de cortes por rotación de
tubo, ya que esta razón depende directamente del número de canales de data.
Se puede incurrir en el error de pensar que el número de cortes obtenidos
depende del número de filas de detectores dispuestas en el eje z, sin embargo
este parámetro está determinado por el número de canales de data que posee
el TC.
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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
J.G.V FTM 2011
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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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
J.G.V FTM 2011
Los TC multislice o multicorte
Poseen varios canales de data (2, 4, 8, 16, 32 o 64). De esta manera se puede
obtener una mayor cantidad de imágenes por rotación en 360º. Además se
debe destacar que la velocidad de rotación del tubo es mucho mayor. En
scanner multicorte se puede variar tanto el intervalo de corte como el grosor
de corte. En este caso el grosor de corte no solo esta dado por la colimación,
sino que además de cómo se agrupe la información, captada por los
detectores.
Los TC multidetectores se pueden dividir de acuerdo a la matriz en:
a) de tipo fijo o simétrico (todos los detectores presentan igual longitud) y
b) adaptables o asimétricos. (que se desarrollo en temas de detectores)
Tanto en el scanner convencional como en el singleslice, el espesor de corte va
a estar dado por la colimación de forma primaria. En el multislice, va estar
determinado por la colimación y a su vez por la combinación que me permita
la corrida de detectores.
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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
J.G.V FTM 2011
IRS (imagin informacion system) SISTEMA DE RECONSTRUCCION
DE INFROMACION
Este punto tiene que ver con las imágenes así que desarrollaremos en el tema
de adquisición de imágenes tomográfico.
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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
J.G.V FTM 2011
B. Computadora u Ordenador.
La tomografía computarizada no sería posible si no se dispusiera de un
ordenador digital ultrarrápido. Se requiere resolver simultáneamente del
orden de 30.000 ecuaciones; por tanto, es preciso disponer de un ordenador
de gran capacidad. Con todos estos cálculos el ordenador reconstruye la
imagen.
La mayoría de los ordenadores requieren un entorno especial y controlado; en
consecuencia, muchas instalaciones de TC deben disponer de una sala
contigua dedicada al equipo informático. En la sala del ordenador se han de
mantener condiciones de humedad y temperatura.
La computadora, tiene a su cargo el funcionamiento total del equipo, el
almacenamiento de las imágenes reconstruidas y de los datos primarios,
contiene el software de aplicación del tomógrafo y presenta una unidad de
reconstrucción rápida (FRU), encargada de realizar los procesamientos
necesarios para la reconstrucción de la imagen a partir de los datos
recolectados por el sistema de detección.
Debe disponer de gran capacidad de memoria y potencia para efectuar con
rapidez los cálculos requeridos para obtener la imagen. Actualmente este
proceso tarda un tiempo de 1-2 segundos
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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
J.G.V FTM 2011
C. Consola del tecnólogo medico
Consola de control. Numerosos escáneres de TC disponen de dos consolas,
para el tecnólogo medico que dirige el funcionamiento del equipo y la otra
para el formateo que consulta las imágenes y manipula su contraste, tamaño y
condiciones generales de presentación visual. La consola del operador
contiene dispositivos de medida y control para facilitar la selección de los
factores técnicos radiográficos adecuados, el movimiento mecánico del gantry
y la camilla del paciente y los mandatos comunicados al ordenador para
activar la reconstrucción y transferencia de la imagen. La consola de
visualización del médico acepta la imagen reconstruida desde la consola del
operador y la visualiza con vistas a obtener el diagnóstico adecuado.
En resumen la consola tiene una doble función:
_ Programar la exploración que se desea realizar. Las TAC tienen
estandarizadas las técnicas de exploración más habituales pero es posible
modificar cualquiera de los aspectos técnicos para la obtención de la imagen.
_ Seleccionar los datos requeridos para la obtención de la imagen.
Podemos seleccionar los datos para la imagen diagnóstica que queramos
obtener:
1) La ventana de valores de absorción.
2) La matriz de representación.
3) La posible ampliación de la imagen.
4) La señalización con flechas, medidas, ángulos… de datos de interés.
5) La reconstrucción de cortes coronales y sagitales a partir de los axiales para
mejorar la visualización de estructuras longitudinales en sentido vertical
(tráquea…).
6) La reconstrucción en 3D de estructuras óseas de interés en neurocirugía,
traumatología y ortopedia.
La consola (ver figura siguiente), es el módulo donde se encuentra el teclado
para controlar la operación del equipo, el monitor de TV (donde el operador
observa las imágenes) y, en algunos casos, la unidad de Display encargada de
la conversión de la imagen digital almacenada en el disco duro de la
computadora en una señal capaz de ser visualizada en el monitor de TV.
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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
J.G.V FTM 2011Aquí 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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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
J.G.V FTM 2011
ALGUNAS PARTES ADICIONALES:
Generador de alta tensión. Todos los escáneres de TC funcionan con
alimentación trifásica o de alta frecuencia. Así, admiten velocidades
superiores del rotor del tubo de Rx y los picos de potencia característicos de
los sistemas pulsátiles.
Colocación del paciente y camilla de soporte. Sostiene al paciente en
una posición cómoda, está construida con un material de bajo número
atómico, como fibra de carbono. Dispone de un motor que acciona la camilla
con suavidad y precisión para lograr una posición óptima del paciente
durante el examen, en particular en técnicas de TC espiral. Si la posición del
paciente no es exacta, tal vez se efectúen barridos repetidos de un mismo
tejido, o se dejen secciones anatómicas sin examinar.
Almacenamiento de las imágenes. Existen numerosos formatos de
imágenes útiles en el campo de la radiología. Los escáneres actuales
almacenan los datos de las imágenes en discos duros del ordenador.
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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
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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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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
J.G.V FTM 2011
3.Start Scan (Iniciar la exploración): si desea permanecer junto al estativo e
iniciar la exploración, pulse este botón tras confirmar la prescripción.
4. Cradle In (Introducir tablero): pulse (Cradle In) para introducir el tablero
en el gantry.
5. Table Up (Subir mesa): pulse (Table Up) para subir la mesa hacia el
estativo. Mientras sube la mesa con las luces de alineación encendidas, el
tablero se ajusta horizontalmente para mantener el punto de referencia
anatómico.
� Si pisa el pedal de subida, la mesa se eleva y el tablero entra en el estativo.
6. Cradle Out (Sacar tablero): pulse (Cradle Out) para sacar el tablero del
estativo.
7. Table Down (Bajar mesa): pulse (Table Down) para sacar la mesa del
estativo y bajarla. Mientras la mesa baja con las luces de alineación
encendidas, el tablero se ajusta horizontalmente para mantener el punto de
referencia anatómico.
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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
J.G.V FTM 2011
� Si pisa el pedal de bajada, el tablero sale del estativo y la mesa desciende.
También devuelve el estativo a la posición cero.
8. Fast Speed (Velocidad rápida): pulse (Fast Speed) junto con Subir/Bajar
o Introducir/Sacar para acelerar estas funciones.
9. Superior Gantry Tilt (Angulación hacia arriba del estativo): pulsar
(Superior Gantry Tilt) inclina el estativo hacia la cabeza del paciente,
independientemente de su posición.
10. Inferior Gantry Tilt (Angulación hacia abajo del estativo): pulsar
(Inferior Gantry Tilt) inclina el estativo hacia los pies del paciente,
independientemente de su posición.
11. Breathing Lights Demo (Demostración de las luces de respiración):
pulse para mostrar al paciente cómo utilizar las luces de respiración y el
cronómetro de cuenta atrás.
� Una luz verde intermitente le indica que se prepare para la apnea.
� Una luz amarilla le indica que debe mantener la respiración.
� El cronómetro de la cuenta atrás muestra los segundos que quedan para
que pueda espirar.
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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
J.G.V FTM 2011
Una luz verde inmóvil indica que el paciente debe reanudar la respiración.
Luz de Luz de apnea
Cronómetro de cuenta atrás
respiración
12. Tilt and Table Travel Limits (Límites de la angulación y del recorrido
de la mesa): pulse para ver en el panel de visualización del estativo la gama de
angulación del estativo y el campo explorable actuales, en función de la
posición de la mesa.
13. Internal Landmark (Centrado interno): (Internal Landmark) define el
punto de referencia de la mesa al colocar al paciente con la luz interna de
alineación láser.
Se trata, por lo general, del punto de referencia anatómico que ha de utilizarse
al acostar al paciente. Por ejemplo, si el punto de referencia anatómico del
paciente es la escotadura esternal, debe centrarla en la luz de alineación láser
interna y pulsar (Internal Landmark). La pantalla del estativo indica una
posición de mesa de 0 mm. Este valor es el resultado del cálculo que el
sistema de CT realiza en función de la luz de alineación láser interna. Debe
usar (Internal Landmark) o (External Landmark) antes de seleccionar
[Confirm] (Confirmar).
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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
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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 parasacar 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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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
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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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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
J.G.V FTM 2011
3. Cradle Unlocked Indicator (Indicador de tablero desbloqueado): el
botón (Cradle Unlocked Indicator) se ilumina para indicar que el tablero se
encuentra desbloqueado o "flotante".
4. Vertical Height Indicator (Indicador de altura vertical): El (Vertical
Height Indicator) muestra la altura vertical de la mesa con respecto al
isocentro.
5. Horizontal Cradle Position (Posición horizontal del tablero): El
(Horizontal Cradle Position) visualizado es la posición del tablero basado en
la referencia anatómica del paciente. Esta referencia se fija con los centrados
interno y externo. Una S precede al número si la posición es superior al punto
de referencia, o una I si es inferior al mismo.
6. Gantry Tilt Indicator (Indicador de angulación del estativo): El (Gantry
Tilt Indicator) muestra una de dos visualizaciones. La normal muestra la
angulación actual del estativo. Si ésta es superior, el número va precedido de
una S, y si es inferior, de una I.
7. Exposure Indicator (Indicador de exposición): El (Exposure Indicator)
se ilumina en ámbar durante la exposición.
DATOS ADICIONALES DEL TOMOGRAFO LIGHT SPEED.
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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
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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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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
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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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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
J.G.V FTM 2011
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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TAC – TACH – TEM – TCMDMANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
J.G.V FTM 2011
atenuación lineal, que se define como una propiedad intrínseca del material
irradiado
ASI como la resonancia trabaja con el protón, la tomografía lo hace con los
electrones.
JUSTIFICACION DE LA FISICA TOMOGRAFICA.
Analizando las aplicaciones necesarias para poder entender los principios
físicos de la tomografía, es algo complejo, bueno muchos lectores dirán que
para que me sirve saber estos análisis recontra complicados si yo no lo aplico
en la practica y no es necesario, puede ser usted uno de ellos que comente
igual pero aquí les voy a dar porque es importante tener como cultura general,
ojo con estos datos:
• Transformada de Fourier (TF)
• Herramienta importante en captura de datos y procesamiento de
imágenes
• Se usa para descomponer imágenes (funciones) en sus componentes
senos y cosenos
• Imagen sin transformar (input) está en el dominio espacial
• Imagen transformada mediante TF representa la imagen en el dominio
de la frecuencia (output)
• Útil para:
• análisis de imágenes
• filtraje de imágenes
• reconstrucción de imágenes
• compresión de imágenes
• Al usar TF se habla de
• análisis espectral
• análisis de frecuencia
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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
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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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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
J.G.V FTM 2011
CORMACK Y HOUSNSFIELD
Supongamos ahora que en el interior del cuerpo K existen fibras o hilos H que
tengan en total una longitud LH. Se quiere evaluar esta longitud por unidad de
volumen de K, o sea evaluar el cociente LH / VK. Para ello, cortamos K con un
plano E y contamos el número de puntos NH de intersección del mismo con H
(figura 7).
Tomando, como siempre, una densidad para planos E proporcional al área de
la sección de E con K, la esperanza matemática del cociente entre el número
de puntos de intersección de E con H y el área de la sección de E con K,
resulta: (1/2) (LH / VK). Por consiguiente, se puede escribir: Lv = 2PA, siendo
PA el número medio de puntos de intersección de E con H por unidad de área
de la intersección de E con K.
Un problema análogo al de la estereología, aunque mucho más complicado, es
el de la tomografía computada. Supongamos, como antes, un cuerpo convexo
K, dentro del cual hay una masa de densidad variable dada por una función
f(x,y,z), o sea que varía para cada punto de coordenadas (x,y,z). Aquí f (x,y,z)
representa la densidad de la sustancia en el interior de K, en el punto de
coordenadas (x,y,z) (figura 8).
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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
J.G.V FTM 2011
Supongamos que K sea atravesado por una radiación cualquiera (rayos X,
láser), cuya trayectoria sea una recta G, y de la cual se pueda medir su
intensidad de entrada y de salida. La diferencia entre estas intensidades será
la absorción del rayo por la materia en el interior de K y dependerá de la recta
G, por donde el rayo se propaga. Por consiguiente, es posible medir
experimentalmente esta función de G que llamaremos F(G). Pero, ¿cómo
determinar f(x,y,z) a partir de F(G), que se supone conocida para todas las
rectas que atraviesan K? El primero que consideró esta cuestión fue J. Radon
(1887-1956). En 1917, este matemático alemán encontró una fórmula para
calcular f(x,y,z) a partir de F(G), conocida como "transformada de
Radon" . (Que más delante se desarrollara)
Al principio, este problema fue encarado como puramente matemático y dio
lugar a importantes especulaciones teóricas, sin que se pensase en posibles
aplicaciones prácticas. Posteriormente el problema se encaró de dos maneras.
La primera, esencialmente teórica, consistió en una generalización a cuerpos
de más de tres dimensiones y la sección de los mismos por variedades lineales
o no lineales de cualquier dimensión. La idea fue muy fructífera y dio lugar a
importantes trabajos, principalmente de Gelfand y Helgason, con los cuales se
inició una nueva rama de la matemática, llamada también geometría integral,
pero que en el fondo y en la forma era muy diferente a la geometría integral
en el sentido que le dieran Blaschke y Crofton.
El otro enfoque tendió a una posible utilización práctica de los resultados de
Radon. En efecto, si los rayos con que se atraviesa el cuerpo K son rayos X (u
otros), cuya diferencia de intensidad de entrada y de salida puede ser medida
con suficiente aproximación, tendremos un método para conocer la
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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 exactade 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
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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
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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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● Métodositerativos, 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)
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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)
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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 motivóseveras 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 coeficienteslineales 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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J.G.V FTM 2011
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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 dosiso
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
transcripciónde 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 deatenuación 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 nose 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
¿Quées 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 nosimpida 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 lamalla 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
detalladosde 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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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
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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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198TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
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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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199
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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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200
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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 deentrada
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 laresolución 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 entrozos 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.
PROCEDIMIENTOPrimeramente 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 durantela 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 ampliamenteusado 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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TAC – TACH – TEM – TCMD MANUAL PRACTICO DE TOMOGRAFIA
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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 muchosMais conteúdos dessa disciplina
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