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Mdulo 1

Utilidad diagnstica, clasificacin delos TC y Configuracin de un TC


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UTILIDAD DIAGNSTICA, CLASIFICACIN DE LOS TC YCONFIGURACIN DE UN TC

T.M. Rodrigo Pizarro Muoz

Partamos de lo ms bsico o esencial, por qu el nombre Tomografa Computada? Desde elpunto de vista etimolgico, Thomos significa corte o seccin, Graphia significa grfico oimagen, y Computada significa que necesita un computador para procesar los datos. Por lotanto, Tomografa Computada es la imagen bidimensional de distintas secciones o cortestransversales de un cuerpo en estudio, y que requiere de un computador que analice los datos ylos procese para generar la imagen de ese corte. En una definicin ms completa, vamos a decirque Tomografa Computada es un proceso en el cual, a travs de una pequea seccintransversal del cuerpo, se generan mltiples proyecciones de Rayos x, que al ser analizados yprocesados computacionalmente, se logra reconstruir una imagen digital, que representa enforma clara en la pantalla, a travs de diversas tonalidades de gris, las diferencias entre lostejidos que componen la seccin corporal estudiada.

En sus comienzos, esta tcnica de imagen se denominaba TAC(Tomografa Axial Computada)porque solamente se podan obtener cortes axiales, es decir, cortes perpendiculares al ejelongitudinal del cuerpo, sin embargo, actualmente hablamos de TC (Tomografa Computada)porque podemos obtener cortes en cualquier direccin del espacio mediante reformacionescomputacionales como se ver ms adelante en el curso.

Por lo tanto, si enumeramos las principales caractersticas de TC, de acuerdo a su definicin, sonlas siguientes:

1. Uso de Rayos X2. Representa principalmente una seccin Transversal del cuerpo en estudio.3. Es Computada, es decir, requiere anlisis computacional para procesar los datos.4. Es una imagen Digital.5.

Mediante distintas Tonalidades de gris se representan las diferencias entre los tejidos.

Vamos a analizar cada una de ellas de forma particular, para generar una idea general de estatcnica.

I- RAYOS X

Lo primero que debemos tener claro es que la TC utiliza Rayos X, que son los mismos quedescubri Wilhelm Roentgen (fig. 1) en 1895, quien trabajando en su laboratorio descubri estaradiacin ionizante a la que dio por nombre Rayos X, por desconocer su naturaleza. Gracias aesto, Roentgen recibe el premio Nobel de Fsica en 1901. Tambin obtiene la primera radiografade la mano de su esposa (fig. 2).


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Fig. 1. Wilhelm Roentgen Fig.2. Primera radiografa

A partir de entonces, los Rayos x son utilizados en medicina, por su capacidad de atravesar, enmayor o menor medida, los distintos rganos del cuerpo humano. Este tipo de radiacinionizante se utiliza desde esos momentos para la realizacin de Radiografas Convencionales. Eneste tipo de examen diagnstico, el tubo de rayos x se encuentra esttico espacialmente y laradiacin emitida atraviesa el cuerpo atenundose en su trayecto y generando determinadatonalidad de gris en la placa radiogrfica (fig.3).

Fig.3. Tcnica de Radiografa Convencional

De esta manera, se logran obtener imgenes bidimensionales del cuerpo en que se puedendistinguir diversas estructuras dependiendo de la zona estudiada. Sin embargo, presentaalgunas desventajas.

1. Alta dispersin del haz primario de Rx. Debido a que las reas a radiografiargeneralmente son amplias, la cantidad de radiacin dispersa representa el 50% o msque los Rx absorbidos por la pelcula radiogrfica, incluso utilizando grilla, capaz de


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remover altos niveles de dispersin. Esta radiacin dispersa disminuye el contraste delsujeto estudiado.

2. Superposicin de estructuras. Debido a que la radiografa representa un volumentridimensional en una imagen de 2 dimensiones. Como consecuencia, los tejidos queestn por delante y por detrs de la estructura en estudio, son superpuestos, lo quedificulta la visualizacin de tejidos blandos principalmente.

3. Pobre Resolucin de bajo Contraste. Debido a lo anterior, la correcta visualizacin depequeas diferencias de atenuacin de los distintos tejidos, es prcticamente, imposiblede realizar. Por ejemplo, en una radiografa de crneo (fig.4) no se puede diferenciarsustancia gris de sustancia blanca, ni visualizar ncleos de la base, ni ventrculos, etc. Enuna radiografa de abdomen, no se puede diferenciar correctamente los lmites delpncreas, bazo, intestinos, etc (fig.5).

Fig.4. Radiografa lateral de crneo Fig.5. Radiografa abdominal

4. Ineficiente absorcin de Rx. Antes de la introduccin de las pantallas intensificadoras detierras raras, la eficiencia de absorcin de las pelculas-pantallas de tungstenato decalcio era solamente de un 25%. Es decir, el 75% del haz de Rx disponible, o sea, el75% de la informacin, era desperdiciada.

Todos estos temas eran conocidos mucho antes del desarrollo de la TC, lo que llev a losinvestigadores a considerar mejoras. Por ejemplo, tanto la nitidez y el contraste podran mejorarsi la radiacin y la visualizacin de estructuras se limitara a cortes seccionales individuales atravs del cuerpo, lo que podra presentarse como imgenes bidimensionales sin una significantesuperposicin de estructuras.

II. SECCIN TRANSVERSAL

El objetivo de la TC es realizar cortes de una seccin transversal del cuerpo principalmente (esdecir, perpendicular al eje longitudinal). Sin embargo, la idea, obviamente, es no tener queseccionar ni cortar el objeto que estamos estudiando (fig.6).


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Fig.6. Cortes transversales de un cuerpo

Entonces, cmo lograr este objetivo?

Bueno, el fundamento matemtico en que se basa la Tomografa Computada fue desarrolladopor Johan Radn (fig.7), matemtico Austriaco, que en 1917, desarrolla una teora que indicaque toda estructura interna de un objeto puede determinarse si se conoce el valor de lasintegrales de todas la infinitas proyecciones que pueden pasar a travs de l (fig.8).

Fig.7. Johan Radn Fig.8. Postulado de Radn

Radn indica que, si conocemos todos los valores integrales de las infinitas proyecciones quepasan a travs del objeto que estamos estudiando, podramos incluso reproducir latridimensionalidad del objeto. Sin embargo, como este trabajo se desarroll en 1917, poca en

que la tecnologa computacional era nula, Radn tena que hacer todos sus trabajosmanualmente, por lo tanto, no pudo poner en prctica esta teora.

Por tanto, la TC llega a ser posible gracias al desarrollo de la moderna tecnologa decomputadores de los aos 60 y ah aparece la tercera caracterstica de la tomografa computada,que es la necesidad de un computador para analizar una inmensa cantidad de datos y generar laimagen.


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III.- COMPUTADA

En estos aos (dcada del 60) se demuestra tambin que, aunque con un nmero finito derectas nunca se podra reconstruir exactamente el interior del objeto estudiado, si se toma unconjunto adecuado y suficiente de ellas, se lograra reconstruir una imagen aproximada muyconfiable de l.

As en 1955, la computacin se comienza a introducir en la radiologa, principalmente conclculos rpidos y exactos de la distribucin de dosis en el cuerpo humano, al ser expuestos aradiacin ionizante.

En estos trabajos destaca principalmente el fsico sudafricano Allan Cormack (fig.9), quien entre1957 y 1963 desarroll un mtodo para calcular la distribucin de la absorcin de la radiacin enel cuerpo humano basado en mediciones de la transmisin. Cormack, trabajaba haciendoplanificaciones en el tratamientos de radioterapia en un hospital de Sudfrica, y en susinvestigaciones se dio cuenta que poda saber cunta radiacin absorbe el cuerpo humano ensus diferentes partes, haciendo mediciones de la transmisin de la radiacin. Gracias a esto,postul que deba ser posible desplegar incluso la ms mnima diferencia de absorcin (fig10).

Fig.9. Allan Cormack Fig.10.Postulado de Cormack

Sin embargo, no pudo poner en prctica su teora.

Hasta que en 1972, se logra la implementacin prctica y exitosa de este postulado, por quien

desde 1967 estuvo interesado en patrones y tcnicas de construccin de imgenes utilizando lacomputadora y a quien se le considera el padre de la Tomografa computada: Godfrey Hounsfield(fig.11).


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Fig.11. Godfrey Hounsfield

Hounsfield, en esa poca, trabajaba para la empresa EMI (que es la misma que conocemos hoycomo la Compaa disquera), pero en aquellos tiempos tena un departamento de investigacinpara la cual trabajaba. Cabe destacar tambin, que desarroll su tcnica de Tomografacomputada, sin conocer los trabajos de Radn ni Cormack.

Y, cmo logro esto?

Bueno, el equipo de Tomografa Computada desarrollado por Hounsfield, fue creado solamentepara examinaciones de crneo, el cual contaba con un tubo de rayos x y solamente un detector(fig.12).

Fig.12. TC desarrollado por HounsfieldFig.13. Geometra TC de Hounsfield


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Como se ve en la imagen de la derecha (fig.13), el tubo de rayos x est arriba y abajo,estrechamente vinculado a ste, el detector (un nico detector). Entonces, desde el tubo derayos x se emite radiacin electromagntica que es captada por el detector. Este haz deradiacin tena un tamao de 3mm en el plano del corte y de 13mm de ancho perpendicular alcorte, es decir, a lo largo del eje del sujeto. Debido a la angostura de este haz, de slo 3mm, sele conoce como Pencil Beam.

Debido al tamao del haz de radiacin, para abarcar la estructura completa, es decir, para lograrcubrir y escanear un corte del cerebro del sujeto, este conjunto Tubo-Detector avanzaba enpasos discretos desde la posicin 1 a la posicin 160, en un movimiento denominadoTraslacin (Fig.14).

Fig.14. Movimiento de Traslacin del sistemaTubo-Detector

Este movimiento de traslacin va paso a paso moviendo el tubo de rayos x junto con el detectoren este equipo de Hounsfield. Fueron ciento sesenta pasos, es decir en ese movimiento detraslacin el tubo de rayos x se mova junto con el detector en 160 pasos discretos. Luego todoeste conjunto tubo-detector giraba en 1 y comenzaba todo otra vez, desde el punto nmerouno hasta el ciento sesenta, luego giraba un grado ms y nuevamente se repeta lo mismo,hasta completar un giro de 180. Este movimiento de giro de un grado a la vez, se le denominmovimiento de Rotacin. Por lo tanto este primer equipo, el conjunto Tubo de RX-Detector,realizan el movimiento de traslacin y de rotacin.

A cada uno de los pasos discretos del conjunto Tubo-Detector en su movimiento de traslacin,se le llama Rayo o punto de dato, y al conjunto completo de rayos en este movimiento detraslacin se le llama Proyeccin. Considerando que se tomaron ciento sesenta puntos dedatos en cada movimiento de traslacin y giraba 1 en cada paso, llegando a 180 (fueron 180proyecciones), podemos calcular que se obtuvieron 28.800 puntos de datos para obtener una

imagen.

De esta manera, se logra obtener la 1ra imagen clnica de Tomografa Computada (fig.15),lograda en el Hospital Atkinson Morley, en Londres, 1972. Aqu, Hounsfield trabajaba junto al Dr.James Ambrose (Neurorradilogo). En esta 1ra imagen de TC se logr observar un quiste en ellbulo frontal del sujeto, por lo que esta tcnica diagnstica fue aceptada de inmediato por elcuerpo mdico, tanto clnico como radiolgico.


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Fig.15. Primera imagen de TC

Cabe destacar tambin, que gracias a sus trabajos, Hounsfield y Cormack reciben juntos elpremio nobel de Medicina en 1979.

IV.- IMAGEN DIGITAL

La Tomografa Computada es la primera modalidad de imagen radiolgica que proporcionexclusivamente imgenes digitales computarizadas. Por lo tanto, debemos tener claro: qu esuna imagen digital?

Una imagen Digital es una representacin bidimensional de un objeto a partir de una matriznumrica, cuya informacin se compone de nmeros binarios (fig.16).

Fig.16. Una imagen de TC es una imagen digital

En una imagen de Tomografa Computada, podemos distinguir esta matriz numrica. Si nos

acercamos a la imagen y nos enfocamos solamente en una parte de ella, nos damos cuenta que,en realidad, la imagen est formada por mltiples celdillas, como se aprecia en la siguientefigura (fig.17).


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Fig.17. Representacin de las mltiples celdillas que conforman una imagen de TC

Es decir, la imagen completa est formada por esta matriz, en que cada uno de estoscompartimentos o celdillas recibe el nombre de elemento de imagen (en ingls, pictureelement), por lo tanto, cada uno de estos puntos recibe el nombre de PIXEL.

Debido a que cada imagen de Tomografa Computada es una imagen digital, todas ellas estnformadas por una cantidad determinad de Pxeles.

Sin embargo, debemos tener claro adems, que lo que vemos, esta matriz de elementos deimagen, es una representacin bidimensional de lo que, en realidad, es un volumen deinformacin, es un corte, y por lo tanto, tiene un grosor particular que nosotros vamos adeterminar. Por ejemplo, en el caso de la 1ra imagen TC obtenida por Hounsfield, el grosor deese corte equivale al grosor del haz de rayos x en el sentido del eje del paciente, es decir,13mm.

Por tanto, cada uno de estos cuadraditos o celdillas, que son elementos de imagen, llamadosPxeles, en realidad tienen un volumen, una profundidad, cada uno de ellos, y a este volumen sele denomina Voxel (del ingls, volume element) (elemento de volumen), como se observa enla fig.18.

Fig.18. Representacin del voxel en TC


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De esta manera, vamos a obtener una imagen determinada dependiendo de la cantidad depxeles que ella contenga, y del grosor de los voxeles (grosor del corte). En la primera imagende TC se utiliz una matriz de 80 x 80, es decir, de 80 pixel en sentido vertical y 80 pixel ensentido horizontal, lo que daba una matriz completa de 6.400 elementos de imgenes, con ungrosor de corte de 13mm.

Actualmente los equipos de Tomografa computada utilizan principalmente unas matrices de 512x 512, es decir 512 pixeles horizontales y 512 pixeles verticales lo que da una matriz muchoms amplia (262144 puntos de imagen), y por lo tanto, la imagen obtenida presenta muchomayor detalle y mayor nitidez (fig.19).

Fig.19. La calidad de la imagen es mejor al aumentar la cantidad de pixeles

La informacin que contiene cada uno de estos elementos de imagen es informacin numricabinaria, es decir, de 0 y 1, cuya combinacin va a determinar la caracterstica que va a presentarese pixel. En el caso de TC, la combinacin de determinada cantidad de nmeros binarios va adeterminar el nivel de gris que le corresponde a cada pixel.

Por tanto, lo que debemos saber ahora, para saber qu es esa informacin binaria es:

Qu es un bit?

Un bit viene de la contraccin del ingls binary digit (dgito binario). Una imagen que tieneun bit por pixel, significa que cada elemento de imagen, es decir, cada pixel de esa imagen, va apoder elegir entre dos valores: 0 1, en que, por ejemplo, el valor 0 puede ser presentadocomo el color negro y el valor 1 como color blanco. Si una imagen tiene 2 bit por pixel, ya lacombinacin de los 0 y 1 va ir aumentando, vamos a tener el 00, 01, 10, 11, lo que en laimagen se puede traducir como: 00 (negro), 01 (gris oscuro), 10 (gris claro), 11 (blanco). Esdecir, una imagen de 2 bit por pixel ya nos permite tener 4 posibles niveles de gris. En unaimagen que tiene 3 bit por pixel, vamos a tener 8 combinaciones posibles, por lo tanto, con 3 bituna imagen puede tener, en cada uno de sus pixeles, cualquiera de los 8 niveles de grisesposibles (fig.20).


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Fig.20. Cantidad de alternativas de un pixel al aumentar el n de bit.

En general, la frmula para saber de la cantidad de niveles a la que puede optar cada uno de lospixeles es: 2n (donde n es el nmero de bit por pxel).

Como se trata de una imagen digital, por lo tanto, estos distintos niveles de gris se diferencianen pasos discretos, es decir, en la imagen de la Tomografa Computada no tenemos uncontinuo de niveles de gris, como una imagen analgica, sino que, cada uno de los grises a losque puede optar cada elemento de imagen es un valor determinado, discreto, particular, que vaa depender de la combinacin de estos nmeros binarios (fig.21).

Fig.21. Dentro de la imagen TC la cantidad de niveles de grises una escala de valores discretos.

V.- NIVELES DE GRIS

Como se dijo antes, en una imagen digital, la frmula para saber la cantidad de valores a la quepuede optar cada uno de sus elementos de imagen es 2n. En general, en TomografaComputada, se trabaja con 12 bits por pxel, lo que nos permiten obtener 4096 niveles de gris.Es decir, cada pxel, en una imagen de Tomografa Computa, que trabaja con 12 bit va a poder

optar a cualquiera de los 4096 niveles de gris posibles. Por lo tanto, como son tantos niveles degris, para el ojo humano, es imposible distinguir estos pasos discretos de los niveles de gris, sinoque para nosotros, para el ojo humano, nos va a parecer un continuo de niveles de grises(fig.22).


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Fig.22. Para el ojo humano, la cantidad de valores discretosde niveles de grises parecen un contnuo

Sin embargo, tenemos que saber y tener claro, que en realidad son valores discretos de nivelesde gris.

Por lo tanto, con el tamao de la matriz utilizado actualmente, de 512 x 512, e incluso algunostrabajan con 1024 x 1024 hoy en da, y la cantidad de niveles de gris disponibles (4096 engeneral), pues tambin otros Tomgrafos Computados trabajan con 16 bit, para el ojo humano,casi no hay diferencias entre una imagen digital y una analgica.

Ahora, en Tomografa Computada, el OBJETIVO ES QUE LOS DISTINTOS NIVELES DE GRISASIGNADOS A CADA ELEMENTO DE IMAGEN DEBEN REPRESENTAR EL TEJIDO CONTENIDO ENCADA UNIDAD, es decir, el nivel de gris que le corresponde al hgado debe ser del hgado, el delpncreas debe ser del pncreas, el del hueso del hueso, el del rin al rin, el de la grasa a lagrasa, el del musculo al musculo, etc., para poder diferenciar cada uno de los tejidos en unimagen de Tomografa Computada (fig.23).

Fig.23. Imagen corte transversal de TC de abdomen


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Entonces, surge la pregunta: QU ES LO QUE REPRESENTA REALMENTE CADA NIVEL DE GRIS?

Bueno, la intencin de la Tomografa Computada, es medir la ATENUACIN que ha tenido el Rxen cada elemento de imagen, de manera tal, que se pueda diferenciar, en cada pixel, el tipo detejido que le corresponde.

Por lo tanto, el principio bsico de la TC consiste en MEDIR LA DISTRIBUCIN ESPACIAL (ESDECIR, SU POSICIN EN EL PLANO XY) DE UNA CANTIDAD FSICA QUE VA A SER EXAMINADADESDE DISTINTAS DIRECCIONES ESPACIALES Y COMPUTAR ESTOS DATOS PARAREPRESENTARLOS EN LA IMAGEN FINAL.

Pero entonces, qu es esa cantidad fsica?

Como sabemos, la intensidad de la radiacin emitida por el tubo de Rx disminuye luego deinteractuar con el cuerpo estudiado

A esta disminucin de la intensidad de la radiacin producto de sus distintas interacciones con elcuerpo, las cuales pueden ser: Efecto Fotoelctrico, Efecto Compton, Dispersin Clsica, etc., sele conoce como ATENUACIN.

Por lo tanto, esta ATENUACIN del haz de radiacin equivale a la ABSORCIN de los rayos x y aDISPERSIN de los rayos x, y depende de 4 factores principales, que son (fig.24):

1. N atmico del material, pues mientras ms mayor el nmero anatmico del materialque est atravesado por los rayos x, mayor es la atenuacin.

2. El Espesor del material tambin influye, pues tambin, mientras mayor es el espesor delmaterial que est siendo irradiado por los rayos x, mayor es la atenuacin del haz.

3. Densidad del material irradiado. Tambin, al aumentar la densidad del material, mayores la atenuacin de la radiacin ionizante.

4. La energa del haz. Mientras mayor es la energa del haz, menor la atenuacin que va atener al ir atravesando el cuerpo.

Fig.24. Factores principales que afectan la atenuacin de la radiacin


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Adems, como trabajamos con radiacin electromagntica, la atenuacin del haz por un materialespecfico, se rige por la Ley de Atenuacin Exponencial, tambin conocida como Ley de LambertBeer (fig.25), la que indica:

La intensidad de los rayos transmitidos, es decir, la que va a ser detectada por estosdispositivos de deteccin de rayos x, es igual a la intensidad de la radiacin original, es decir, la

que emite el tubo de rayos x, multiplicado por la constante e, cuyo exponente es lamultiplicacin de - x d, donde es el coeficiente de atenuacin lineal (especfico para cadamaterial y que depende de la intensidad de la radiacin) y d es el espesor de cada materialatravesado por los rx.

Fig.25. Ley de Atenuacin Exponencial o Ley de Lambert-Beer

Ahora cules de todos estos datos son conocidos por el equipo de TC?

Bueno, el TC va a saber cul es la intensidad de la radiacin emitida, es decir, conoce I0 (quedepende de los parmetros que escojamos, como kVp, mAs, etc). Tambin se conoce e, porquees una constante. Tambin se sabe la distancia que recorren los rayos x, y se conoce tambin laintensidad de la radiacin que recibe (que es captada por los detectores). Es decir, la incgnitaque nos queda es conocer .

Entonces Qu tenemos que hacer para calcular todos estos coeficientes de atenuacin?

Bueno, para poder generar una imagen, un nmero suficientemente alto de integrales deatenuacin o valores de proyeccin deben ser registrados. En el esquema que se muestra acontinuacin, se escanea un corte de cerebro, como la experiencia que tuvo Hounsfield, con eltubo de rayos x y el detector unidos en un movimiento de traslacin. Conjunto que se van amover en forma lateral para abarcar completamente el dimetro del crneo.

En cada uno de los 160 pasos discretos, el detector mide la intensidad de la radiacin. Losprimeros puntos, al igual que los ltimos, van a medir la misma intensidad de salida del hazdesde el tubo de rx, porque no son atenuados en su trayectoria, pero mientras avanza y el hazde fotones interacta con el sujeto, se van atenuando y la intensidad de radiacin que capta eldetector, es menor. De esta manera, cada uno de estos 160 pasos son graficados en una curva

de intensidad de radiacin vs la distancia recorrida por el conjunto Tubo-Detector (fig.26).


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Fig.26. Movimiento de Traslacin del sistema Tubo-Detector y registro de la intensidaddel haz atenuado

Al unir todos los puntos de esta curva, se genera un perfil, llamado Perfil de intensidad. Si acada punto de este perfil se le calcula el Ln (I0/I), se obtiene el Perfil de atenuacin, curva quese utiliza para generar la imagen de TC (fig.27).

Fig.27. Perfil de Atenuacin generado a partir del Perfil de Intensidad

Con todo esto se tiene la informacin de una sola proyeccin. Sin embargo, para obtener losdatos necesarios para poder generar una imagen o corte axial, es necesario llevar a cabomediciones en todas las en todas las direcciones del espacio o, por lo menos, en un rangoangular de 180 (fig.28), para obtener los distintos perfiles de atenuacin, con los cualesalcanzar los datos suficientes, que al procesar se pueda generar una imagen. Por lo tanto, segeneran sucesivos perfiles de atenuacin para sucesivas posiciones angulares.


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Fig.28. Se deben generar perfiles de Intensidad, por lo menos, en un rango

angular de 180

Cmo se despliega toda esta informacin en la imagen final?

Bueno, debido a que la cantidad fsica es fuertemente dependiente del espectro de energautilizado, el anlisis de estos coeficientes de atenuacin van a ser desplegados en la imagencomo valores determinados, teniendo como referencia el coeficiente de atenuacin del agua, enlos llamados NMEROS CT. Estos nmeros CT, por lo tanto, van a ser especficos a cada tejido,en promedio, y su valor depende de la atenuacin que ha tenido el haz de fotones en ese tejidocon respecto a la atenuacin que presenta el haz en agua, de acuerdo a la siguiente frmula:

En que el resultado se expresa en UH (Unidades Hounsfield), en honor al creador de estatcnica.

De acuerdo a esta frmula, se obtienen dos puntos de referencia: el nmero CT del agua, quetiene un numero CT cero (T = agua), y el aire, que se considera que tiene un coeficiente de

atenuacin lineal de cero (T = 0), por lo tanto, su nmero CT es -1000 unidades Hounsfield. Deesta manera, para cada tejido, se va a tener un rango caracterstico de nmero CT.

Con todo esto, se genera una escala de Ns CT, como se observa en la siguiente figura, que vadesde el -1000 hasta el +1000, donde el valor cero corresponde al agua, como vimos antes. Enesta escala, cada tejido tiene un rango caracterstico de UH. As, por ejemplo, el tejido seo(hueso compacto), que tiene un coeficiente de atenuacin alto, va a tener Ns CT cercanos al+1000. El tejido pulmonar, por el contrario, al estar lleno de aire, tiene ns CT bastantenegativos, cercanos al -1000. En la escala, se aprecia tambin que el tejido adiposo (la grasa)


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tambin tiene valores de UH negativas, entre el -80 y -100 UH. Los tejidos blandos, hgado,riones, pncreas, etc y sangre, estn en un rango de ns CT entre el cero y el +80, etc.(fig.29).

Fig.29. Escala de Nmeros CT

Los tejidos que tengan valores de Ns CT cercanos al cero se van a llamar Isodensos , todos lostejidos que tengan UH ms cercanas al +1000 se van llamar hiperdensos y van a tender alblanco y lo que estn por debajo del cero van a ser tejidos hipodensos, que van a tender alnegro en la escala de grises.

Debido a que, en general, los equipos trabajan con 12 bits por pixel, cada elemento de imagenpuede optar a 212 valores distintos, es decir, cada pixel puede tomar cualquiera de los 4096niveles de gris disponibles.

Por lo tanto, la escala real de ns CT va desde el -1.024, pasando por cero, hasta el +3.071, astenemos esta escala que considera los 4096 niveles de grises que puede optar cada uno de loselementos de imagen (fig.30).

Fig.30. Escala de ns CT que representa los 4096 posibles niveles de gris


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Ahora, para poder distinguir los distintos tejidos y patologas, de acuerdo a la estructura quequeremos visualizar, debemos elegir 2 parmetros: El Ancho de Ventana (WW) y el Nivel deVentana (LW).

El ANCHO DE VENTANA determina el rango Ns CT que sern desplegados en la imagen, porquesi en la imagen se van estar representando siempre los 4096 niveles de gris todo va a tener muy

poco contraste, por lo tanto, va a ser difcil diferenciar las distintas estructuras. Entonces,nosotros debemos indicar al equipo TC qu rango de niveles de gris es el que queremos que serepresente, para poder destacar algunas caractersticas, y desplegar principalmente aquello quequeremos visualizar. Este ancho de ventana (WW: Window Width), determina el contraste de laimagen: mientras mayor es el ancho de ventana, menos es el contraste de la imagen, puesmientras mayor sea el WW, mayor cantidad de niveles de grises vamos a estar permitiendo quese visualicen en la imagen, y por lo tanto, el contraste va hacer menor. Por el contrario,mientras menor sea el ancho de ventana, menor cantidad de grises vamos a permitir que sevisualicen en la imagen, por lo tanto, el contraste de la imagen va a ser mayor (fig.31).

Fig.31. Ancho de Ventana (WW) en una imagen TC

El siguiente es otro ejemplo donde se ven 3 imgenes con un mismo nivel de ventana que es ladefinicin que veremos a continuacin, pero el WW, el ancho de ventana, es el que cambia,desde 150 hasta 700 (fig.32).

Fig.32. Ejemplo de diferencia de contraste en una imagen TCpor diferencia de WW

En la figura se observa que la imagen que tiene un ancho de ventana de 150 presenta uncontraste mucho mayor que la que tiene un ancho de ventana de 700.


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El otro concepto que debemos conocer es el NIVEL DE VENTANA, que corresponde al valorcentral de la escala de ns CT dentro del ancho de ventana asignado a la imagen.

Se selecciona de acuerdo al NCT promedio de la estructura a estudiar. Por lo tanto, siquisiramos estudiar principalmente algn hueso en particular, para poder visualizar bien unafractura por ejemplo, vamos a poner el nivel de ventana con valores cercanos al +1000. Si

queremos estudiar pulmones, para evaluar ndulos pulmonares por ejemplo, o cualquierpatologa del parnquima pulmonar, el nivel de ventana debe estar cercano al -1000. Siqueremos estudiar un tejido blando del abdomen, el nivel de ventana debe estar entre el cero y+100, etc.

Por tanto, este nivel de ventana va a representar el valor central del ancho de ventana. Si porejemplo, elegimos un nivel de ventana de +50 y un ancho de ventana de 200, vamos a tener100 valores por encima del +50 y 100 valores por debajo de l, por lo tanto, nuestra ventana,nuestra escala nmeros CT, va a partir desde el -50 hasta el +150. Todos los valores de NCTen la imagen, que estn por debajo del -50 van hacer representados por el color negro, y todoslos NCT que estn por sobre el +150 van a ser representados por el color blanco.

La caracterstica de este valor es que el nivel de ventana va a determinar el ennegrecimiento de

la imagen (fig.33). Como se ve en la figura a continuacin, se mantiene un ancho de ventana de300 y el nivel de ventana es el que se vara desde el -60, pasando por +40 hasta +100.

Fig.33. Diferencias de una imagen TC al variar el Nivel de Ventana

Si la imagen tiene un ancho de ventana de 300 y el nivel de ventana es -60, la imagen va atender a ser ms blanca, porque al tener un ancho de ventana 300, significa que vamos a tener150 valores de grises sobre por el -60 y 150 valores de grises bajo el -60. Es decir, la escala denmeros CT representada en la imagen va desde el +90 hasta el -210. Todos los tejidos quetengan un valor de nmero CT mayor que +90 UH van a ser representados por el color blanco(la mayor parte de los tejidos blandos), y los que tengan un valor menor a -210 UH van a serrepresentados por el negro.

Veamos otros ejemplos. En las siguientes figuras se representa la escala de nmeros CT desde

el -1024 hasta el +3071, y de acuerdo a los tejidos que mejor queremos representar en laimagen, vamos a seleccionar los valores de Ancho y Nivel de Ventana.


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Fig.34. Ejemplo n1 WW y WL

En esta imagen (fig.34) tenemos un ancho de ventana de 1600 y un nivel de ventana de -600,es decir, nuestro rango de valores van hacer desde el +200 hasta el -1400. Todos los tejidosque tengan un NCT por sobre el +200 van a ser blancos, y todos los que estn bajo el -1400van a ser negros, por lo tanto, la imagen va a tender al color blanco (porque la mayor parte delos tejidos blandos se encuentran en el rango de ns CT entre el 0 y el +100, que en este casoestn ms cercanos al blanco).

En la siguiente imagen (fig.35), tenemos un ancho de ventana ms limitado, de 400, y un nivelde ventana de +40, es decir, tenemos 200 valores por sobre el +40 y 200 valores por bajo el

+40, por lo tanto, nuestra escala, va estar entre el +240 y el -160, y se obtiene una imagencomo se ve en la figura.


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Si consideramos otro ejemplo (fig.36), subiendo el nivel de ventana, para visualizar mejor tejidoseo. Tenemos un ancho de ventana de 1500 y un nivel de ventana de +450, es decir,tendremos 750 valores por sobre +450 y 750 valores por debajo de +450, por lo tanto, nuestraescala va desde el +1200 hasta el -300. Recordar que todos los tejidos que tengan valores deNCT por sobre el +1200 van a ser representados en blanco y todo lo que est por debajo de los-300 van hacer representados en negro.



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CONSIDERACIONES TCNICAS EN TC

En Tomografa Computada tenemos distintos Ejes espaciales que van a representar cmo seadquiere la imagen con respecto al eje del paciente. En todos los Tomgrafos Computados, eleje Z, es el eje longitudinal del paciente y el plano XY es un plano perpendicular al eje Z,conformado por el eje X (horizontal) y el eje Y (vertical), que es el plano de la imagen axial. Por

lo tanto, el eje Z, va ser siempre el eje longitudinal del paciente y el plano XY, es perpendicularal eje Z y corresponde al plano de la imagen (fig.37).

Fig.37. Ejes en Tomografa Computada

Para este curso, vamos a clasificar los equipos de Tomografa Computada desde 3 puntos devistas:

I. Respecto a la Geometra de Deteccin.

II. Respecto a la Modalidad de barrido.III. Respecto al nmero de cortes adquiridos por rotacin del tubo de rx.

I.- GEOMETRA DE DETECCIN

Esta caractersticas de los equipos de Tomografa Computada se refiere a la estructurageomtrica que le permite al TC obtener los datos de atenuacin del haz de fotones para poderprocesarlos y generar las imgenes tomogrficas, es decir, se refiere a si el tubo de rayos x estntimamente ligado con un detector, o con un conjunto de detectores; si este complejo Tubo-Detector debe realizar movimientos de traslacin y rotacin o slo de rotacin, etc, que dependede la capacidad de abarcar la estructura anatmica en estudio.

De acuerdo a estas caractersticas, es decir, de acuerdo a su geometra de deteccin, los

tomgrafos computados se pueden clasificar con respecto a las distintas generaciones que hanido apareciendo en el tiempo, con el objetivo de disminuir los tiempos de adquisicin de datos.

1.- Equipos de Primera generacin.

Se considera como primera generacin de equipos TC, el primer prototipo, es decir, laexperiencia que tuvo Godfrey Hounsfield, en que el conjunto Tubo-Detector realiza elmovimiento de traslacin y de rotacin, pues el haz de radiacin, en forma de Pencil Beam (es


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una lnea de rx muy colimada) no abarca la estructura anatmica en estudio con un solo puntode dato. Por lo tanto, el tubo de rx y el detector deben realizar el movimiento de traslacin paraabarcar la anatoma que se quiere estudiar, luego el sistema del tubo- detector gira en 1 y segenera el movimiento de traslacin nuevamente y as va girando hasta lograr los 180, por lotanto, estos equipos de primera generacin, utilizan el movimiento de traslacin y de rotacinpara obtener toda la informacin necesaria para generar una imagen.

En esta primera generacin de TC, el equipo desarrollado y fabricado por Hounsfield se llamMark I, respaldado por EMI, y fue el primer Tomgrafo clnico diseado para estudio de encfalo.Adquira 180 proyecciones cada 1 y 160 puntos de data (28.800 en total) y se representaba laimagen en una matriz de 80 x 80, como se vio anteriormente (fig.38).

Fig.38. Equipo TC de 1ra generacin

2.- Equipos de Segunda Generacin

Para ir disminuyendo los tiempos de adquisicin de datos, aparece el TC de 2da generacin, en

que ya no es solamente un detector, sino ms bien se tiene un arreglo de detectores (30detectores aprx) y, por lo tanto, el haz de rx ya no es en forma de lpiz (pencil beam), sino quees un pequeo abanico, de 10 de apertura aprx. Entonces, al aumentar el rango que abarca elhaz de rx en este arreglo de detectores, disminuye el tiempo de examinacin. Sin embargo, detodas maneras, este pequeo abanico no abarcaba la estructura completa en una solavisualizacin, por lo tanto, tambin en este caso, el sistema Tubo-detectores deba realizar elmovimiento de traslacin, luego el sistema giraba en un grado determinado y comienzanuevamente el movimiento de traslacin. Por lo tanto, estos scanner de segundo generacin,tambin realiza el movimiento de Traslacin-Rotacin (fig.39).


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Fig.39. Equipo TC de 2da generacin

Este tipo de TC fue fabricado por Ohio Nuclear, y recibi el nombre Delta Scanner. Sin embargo,no hubo beneficios reales en el tiempo de la obtencin de la imagen debido al lentoprocesamiento computacional.

3.- Equipos de Tercera Generacin.

Este tipo de geometra de deteccin incorpora un arco de detectores, que rota en conjunto con eltubo de rayos x cuyo haz de fotones se abre en un abanico ms amplio abarcandocompletamente la anatoma a estudiar. Debido a esto, los TC de 3ra generacin eliminan elmovimiento de traslacin y, por lo tanto, el conjunto Tubo-Detectores slo realiza el movimientorotacin-rotacin (fig.40).

Fig.40. Equipo TC de 3ra generacin

Este equipo fue desarrollado en 1976 por GE, denominado Syntec-3000, e incorpor lautilizacin de un arco de entre 600 y 800 detectores gaseosos, y una apertura en abanico delhaz de rayos x entre 40 y 60 (fig.41).


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Fig.41. Syntec-3000. Primer equipo TC de 3ra generacin, desarrolladopor GE

4.- Equipos de Cuarta generacin.

Este tipo de geometra de deteccin involucra un anillo completo y estacionario de detectores,que envolva al tubo de rx y al paciente, en que solamente el tubo giraba con un haz de fotonesen abanico, que abarcaba tambin al paciente completo. Este tipo de TC fue desarrollado en1978 por AS&E, que incorpor ms de 4000 detectores en un anillo completo de 360 (fig.42).

Fig.42. Equipo TC de 4ta generacin

Sin embargo, no prosper en el mercado debido a lo complejo de su construccin e instalacin, yadems, la imagen obtenida presentaba falencias respecto a los TC de 3ra generacin.

Por lo tanto, gracias a la capacidad de generar mltiples filas de detectores y a que permiteobtener una mejor calidad de imagen, prevalecen como los ms importantes en uso y en elmercado, los equipos de 3ra generacin.


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II.- MODALIDAD DE BARRIDO

Esta caracterstica de los equipos TC se refiere a la forma en que el complejo Tubo-Detector giraalrededor del sujeto, mientras avanza la camilla, para adquirir los datos, es decir, si es unmovimiento contnuo, o si debe tener detenciones en la medida que avanza.

Por tanto, de acuerdo a la modalidad de barrido, los Tomgrafos computados, se clasifican en:

1. TC Secuencial.2. TC Helicoidal o Espiral.

1.- TC Secuencial

En este tipo de modalidad de barrido, el equipo TC adquiere la informacin de un corte con unarotacin del sistema Tubo-Detectores en 360 alrededor del sujeto. Debido a que hasta elmomento la necesidad de energa elctrica del tubo de Rx y de la electrnica asociada eraalimentado por cables, era necesario movilizar el soporte del sujeto (camilla) y realizar lasiguiente rotacin del sistema Tubo-Detectores en el sentido contrario a la anterior, paradesenredar los cables (fig.43).

Fig.43. Modalidad de adquisicin secuencial

2.- TC Helicoidal o Espiral.

En este tipo de modalidad de barrido, el equipo TC se independiza de los cables de alimentacinque obligaban a detener la adquisicin de datos, luego de una o dos vueltas de 360 del tubo de

rx, y la camilla deba detenerse tambin respecto a este avance, lo que permita obtener lasimgenes de manera secuencial, corte a corte. Sin embargo, en 1986, Toshiba desarrolla laTecnologa de Anillos deslizantes, que permite al sistema Tubo-Detector y a la electrnicaasociada un movimiento contnuo a medida que la camilla avanza (fig.44).


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Fig.44. Modalidad de adquisicin Helicoidal o Espiral

Esta tecnologa consiste en un contacto en forma de cepillo, que se desliza a travs deun anillo conductor, permitiendo el paso de corriente. Permite tanto la alimentacin del tubo derx y detectores, como la transferencia de informacin para control y monitorizacin delfuncionamiento del equipo (fig.45.)

Fig.45. Tecnologa de anillos deslizantes o slip rings

Esta modalidad de barrido se denomina Espiral porque el movimiento continuo del sistemaTubo-Detectores y de la camilla del paciente, provoca que la adquisicin de la informacin tengala forma de una espira (fig.46).


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Fig.46. Adquisicin de la informacin en forma espiral

III.- NMERO DE CORTES POR ROTACIN

Esta caracterstica de los equipos de TC se refiere a la cantidad de imgenes que el tomgrafopuede entregar luego de una rotacin completa de 360 del tubo de rx.

Por lo tanto, de acuerdo al nmero de cortes por rotacin, los TC se clasifican en :

1. TC Monocorte (singleslice).2. TC Multicorte (Multislice).3. TC Monocorte.

Estos equipos de TC contaban con una sola fila de detectores en el plano XY, por lo que, porcada rotacin de 360 del sistema Tubo-Detectores, se poda obtener solamente un cortetomogrfico.

Para efectos de este curso, se va a considerar como TC monocorte tambin a aquellos equiposque contaban con 2 filas de detectores, que se adiciona a lo largo del eje z del sujeto, es decir,que permite obtener 2 cortes por cada vuelta del sistema Tubo- Detectores (fig.47).

Fig.47. Equipos TC Monocorte cuentan con una o dos filas


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de detectores

2.- TC Multicorte.

A medida que se van adicionando filas de detectores a lo largo del eje Z del paciente, mayor esla cantidad de imgenes que se pueden obtener en una sola rotacin del sistema Tubo-Detectores. Para efectos de este curso, vamos a considerar como TC Multicorte a los equiposque tengan 4 ms filas de detectores, es decir, aquellos que permitan obtener cuatro o msimgenes por cada rotacin del tubo de rx (fig.48).

Fig.48. Equipos TC Multicorte cuentan con 4 ms filas de detectores

Por lo tanto, respecto a esta caracterstica, es decir, de acuerdo al nmero de cortes por rotacindel sistema Tubo-Detector, los equipos TC han evolucionado desde tener una Fila deDetectores a lo que se conoce hoy como un Arreglo de detectores (fig.49).

Fig.49. Evolucin de equipos TC respecto a la cantidad de filas de deteccin.


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Fig.50. Ejemplos de equipos TC Monocorte y Multicorte

El Elscint-CT Twin, que permita obtener 2 cortes por cada rotacin del tubo y el equipoSiemens, Somaton Sensation 64 (multicorte), que permite obtener un mximo de 64 imgenes

por cada giro del sistema tubo-detectores.

Una vez que han aumentado las filas de detectores a lo largo del eje Z del paciente, en los TCmulticorte, hoy en da, se permite escoger entre determinados parmetros que van a indicar elnmero de cortes que se van a obtener por cada rotacin del tubo de rx y el grosor de dichoscortes, lo que se denomina Configuracin de Adquisicin, trmino que est ntimamenterelacionado con el nmero de Canales de Data, que son finalmente las vas de informacin quevan a permitir obtener determinada cantidad de cortes. As, por ejemplo, si tenemos un TC de16 canales de Data, significa que el nmero mximo de cortes que puede realizar ese equipo porcada rotacin de 360 del sistema tubo-detectores, es 16. Sin embargo, el nmero de filas dedeteccin puede variar y ser muchas ms que 16, y, de acuerdo a la configuracin deadquisicin, le vamos a solicitar al equipo que realice 16 cortes, ms finos o ms gruesos, omenos cortes dependiendo de la nitidez y resolucin que esperamos obtener en la imagen y dela estructura anatmica en estudio.

Si contamos con un equipo TC de 16 canales de data, que tiene 40 filas de detectores (siempreen el eje Z), que estn configurados de la siguiente manera: 16 filas de 0.5mm de ancho en elcentro de este arreglo de detectores, y 12 filas de 1mm de ancho a ambos lados, abarcando32mm de grosor del paciente, como se ve en la figura (fig.51).


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Fig. 51. Ejemplo de equipo TC de 16 canales de data con 40 filas de deteccin

De acuerdo a estas caractersticas del equipo, podremos elegir 3 ms posibles configuracionesde adquisicin: Si queremos utilizar los 16 canales de data, podemos escoger entre: 0.5 x 16,para estructuras finas como odo, en que se van a realizar 16 cortes de 0.5 mm de espesor encada vuelta del tubo de rx. O podemos elegir la configuracin 1 x 16, en que se unen 2detectores del centro de 0.5 mm en un solo canal de data para dar la informacin de un corte de1mm, es decir, se utilizan las 16 filas de detectores del centro (dando 8 cortes de 1mm) ms 4detectores de 1mm a cada lado, para obtener 16 cortes de 1mm por cada rotacin del sistematubo-detectores. Y la otra alternativa es elegir la configuracin de adquisicin de 2 x 16, en quese van a obtener 16 cortes de 2mm cada uno por cada rotacin del tubo. En este ejemplo, seobserva solamente 3 posibles configuraciones de adquisicin, sin embargo, cada fabricanteincluye en sus equipos una variedad de posibles configuraciones. As, por ejemplo, en estemismo equipo de 16 canales, podran existir otras alternativas de adquisicin, como 0.5 x 4, en

que se utilizan solamente 4 canales de data, para obtener 4 cortes de 0.5 mm cada uno, etc.

Por lo tanto, una importante caracterstica de los TC Multicorte es que nos permiten obtenerdiversos grosores de corte, de acuerdo a las necesidades de la imagen que esperamos adquirir.

CONFIGURACIN DE UN EQUIPO DE TOMOGRAFA COMPUTADA

Los componentes ms importantes de un equipo TC son los siguientes:

1.

Gantry.2. Camilla.3. IRS (image reconstruction system).4. Consola del operador.

1.- GANTRY

El gantry es el cuerpo de un equipo de TC, que contiene en su interior todos los sistemas paraadquirir la informacin necesaria para que luego sea procesada y se genere la imagentomogrfica (fig.52).


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Fig.52. Gantry y sus principales componentes

Los principales componentes que estn en el Gantry son:

1. Generador de alta tensin.2. Tubo de Rayos X.3. Colimadores.

4. Matriz de Detectores.5. Sistema de adquisicin de Datos (DAS).

El generador de alta tensin tiene la funcin de entregar al tubo de rx la capacidad de emitirradiacin ionizante de acuerdo a las caractersticas solicitadas por el tecnlogo mdico, es decir,es lo que permite que el tubo emita un haz de fotones con un kVp y mAs determinados,dependiendo, obviamente, de las capacidades del equipo. Actualmente, la transmisin deenerga desde el generador de alto voltaje hacia el tubo de rx se realiza a travs de los anillosdeslizantes.

El tubo de rayos X tiene la funcin de emitir el haz de fotones, con un kVp y mAs especficos,determinados por el TM usuario del equipo. Al igual que cualquier tubo de rx, presentan unctodo, con determinados filamentos, y un nodo rotatorio. Sin embargo, la tecnologa tambin

ha infludo en la evolucin de estos tubos, principalmente para aumentar la capacidad calricadel mismo o mejorar su sistema de enfriamiento (fig.53).


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Fig.53. Distintos modelos de tubos de rayos X

El sistema de colimadores tiene la funcin de limitar el haz de fotones, tanto para disminuir ladosis recibida por el paciente y eliminar la radiacin dispersa que llegara a los detectores. Estesistema consiste principalmente en un precolimador (pre-paciente) y un postcolimador (post-paciente). La colimacin pre-paciente limita la anchura del haz que se correlaciona con elespesor de corte definido por el operador y cumple una funcin importante en el sentido deproteccin radiolgica. La colimacin post-paciente define, en el sentido estricto, el espesor de lacolimacin y elimina la regin de penumbra producida por el haz de radiacin. Es decir, lacolimacin pre-paciente influye en la calidad de imagen del corte deseado y en la dosis querecibe el paciente. Y la colimacin post-paciente define el tamao del espesor de la colimacin(que equivale al grosor de corte en los equipos monocorte) y elimina la penumbra, lo que setraduce en una mejor calidad de imagen. Por lo tanto, ambas colimaciones influyen en laconformacin del espesor de corte y en la calidad de la imagen (fig.54).

Fig.54. Esquema del sistema de colimacin de la radiacin en TC

En la matriz de detectores, cada elemento de deteccin se define como un dispositivo,instrumento o sistema capaz de absorber y transformar la radiacin ionizante en luz o corriente


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elctrica, en relacin a la intensidad de la radiacin que recibe. En TC se utilizan principalmente2 tipos de detectores: Gaseosos y de Centelleo.Los Detectores gaseosos fueron introducidos en los TC de 3ra generacin y consisten encmaras de ionizacin, que contienen en su interior gas xenn o mezcla de xenn-kriptn a altaspresiones (fig.55).

Fig.55. Detector gaseoso

Los detectores de centelleo emiten luz de intensidad acorde con la intensidad de radiacin quereciben. Se pueden encontrar en forma de cristal o cermicos. En un comienzo, los cristalescomo detector de centelleo estaban formados por un conjunto cristal-TFM (tubofotomultiplicador), pero debido a que los TFM requieren alimentacin elctrica para sufuncionamiento y tiene un tamao no despreciable, fueron sustituidos por el conjunto cristal-fotodiodo, que son ms pequeos, econmicos y no requieren suministro elctrico (fig.56).

Fig. 56. Detector de centelleo


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Cada uno de estos detectores presenta ventajas e inconvenientes, y deben presentar ciertascaractersticas tales como Eficiencia de absorcin de rayos x, tiempo de respuesta, afterglow,etc. Caractersticas que se vern en profundidad en clases posteriores.

El Sistema de Adquisicin de Datos (DAS) consiste en 3 componentes principales: elAmplificador, el Conversor Anlogo-Digital (CAD) y el Transmisor (fig.57). Por lo tanto, la

funcin de este sistema es amplificar la seal recibida por los detectores, convertir esa sealanloga en informacin digital que pueda ser reconocida por la unidad de procesamiento dedatos, y transmitir esa seal digital al IRS (sistema de reconstruccin de imgenes).

Fig.57. Sistema de adquisicin de datos (DAS), que generauna seal digital y la transmite al IRS

2.- CAMILLA

La camilla del paciente debe satisfacer esencialmente 2 demandas: Debera poder bajar tan bajocomo sea posible para que el paciente pueda sentarse y posteriormente recostarse sinproblemas, y posteriormente elevarse a la posicin exacta de examinacin. La segunda demandase refiere a una alta precisin, tanto en el posicionamiento de examinacin y velocidad deavance durante el examen (fig.58).


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Fig.58. Importancia de la camilla en un equipo TC

3.- IRS (SISTEMA DE RECONSTRUCCIN DE IMGENES)

Este sistema corresponde al procesador de datos, que tiene la funcin de recibir la informacindigital proveniente del DAS, que son los perfiles de atenuacin de las cientos de proyecciones decada una de las imgenes, aplicar el filtro de Convolucin kernel a cada una de esasproyecciones y realizar el proceso de Retroproyeccin, para obtener el conjunto de imgenes condeterminadas caractersticas, ya sea para visualizar mejor tejidos blandos o para realzar bordes

de huesos o tejido pulmonar, etc.(fig.59).

Fig.59. Sistema de reconstruccin de imgenes (IRS)

Finalmente, desde el IRS se transmite el conjunto de imgenes para ser visualizadas ymanipuladas por el operador (TM), en la consola de comandos.


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4.- CONSOLA DEL OPERADOR

En la consola del operador, el Tecnlogo Mdico puede controlar y modificar los parmetros deprogramacin de la exploracin (tales como: kVp, mAs, tiempo de rotacin del tubo, grosor decorte, FOV, algoritmo de reconstruccin, etc), adems, elije los lmites de examinacin en elpaciente. Y una vez realizado el examen, en la consola del operador se pueden visualizar las

imgenes obtenidas, provenientes del IRS, las que se pueden manipular mediante ventaneo(modificando ancho y nivel de ventana), y se pueden generar tambin Reformaciones, que sonimgenes coronales, sagitales o en cualquier otro ngulo, e incluso tridimensionales, que seobtienen a partir de la informacin de los cortes axiales (fig.60).

Fig.60. Consola del Operador (Tecnlogo Mdico)

Bibliografa

Computed Tomography. . Fundamentals, System Technology, Image Quality,Applications. by Willi A. Kalender

Computed Tomography. . Physical Principles, Clinical Applications, and Quality control.by Euclid Seeram

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