Universidad de ChileTécnicas Radiol ógicas AplicadasEscuela de Tecnología MedicaRadiología y Física Medica.

PrincipiosFisicos de TC

Y

AvancesTecnológicos.

Carlos Patricio del Rí o Valenzuela.Eduardo Garcí a-Huidobro Rocandio.

2005.

1. Principios fisicos.

Introducción

Uno de los problemas que se plantea con lasimágenes radiogr áficas es la superposici ónde imágenes en la representaci ónbidimensional de la anatomía corporal, ya apartir de la década de los 30 se comienzan aaplicar nuevas tecnologías conocidas comoimágenes tomograficas, las que utilizan elprincipio de borrosidad cinetica para evitar lasuperposici ón de las estructuras, siguiendoprincipios similares y cambiando los procesosde adquisici ón de la información es hasta queen 1972 Hounsfield lanza el metodo conocidocomo “tomografía axial computada” (TAC),esta tecnica evita la superposici ón y entregacortes ,en la actualidad, de distintos planosdel cuerpo lo que ha facilitado de maneraimportante el trabajo diagnostico.

Fig. 1 Principio de la tomografia (planigrafia).

Principios Fí sicos de TCEn el año 1972 Sir Godfrey Hounsfieldpresenta este innovador m étodo deobtención de im ágenes denominándolo“Computarizad Axial Transverse Scanning”(Tomografía Axial Computada) e iniciando suuso en el diagnóstico m édico bajo EMI.Actualmente se prefiere denominar solocomo Tomografía Computada (TC) ya que esposible obtener im ágenes no solo en el planoaxial, sino adem ás de los distintos planos sinvariar la posici ón del paciente. Con el correrde los años, los avances en la tecnologíadiagnostica han ido aumentando en formaconsiderable, siempre enfocados en lograruna mejor imagen con el menor costo para elpaciente, considerando que en el caso delscanner se opera con radiaciones ionizantesque significan un potencial riesgo para elpaciente si no son empleadas comocorresponde. Esto sin duda ha sido un factordeterminante para lograr optimizar losexámenes de TC, sobre todo si pensamos enlos últimos modelos de las diferentes firmasque han logrado sacar equipos de TC dehasta 64 corridas de detectores logrando

menores tiempos de adquisición de losexámenes desde 7 a 8 minutos poradquisici ón a 0,33 segundos; mayorrendimiento de los equipos considerandocasos de urgencia y atención de mayornúmero de pacientes, obtención de im ágenestridimensionales, f ácil almacenamiento ytransporte de las imágenes, además de irtransformando el TC en un examen casi derutina y de mucho menor costo monetariopara el paciente, debido a su vasto rango deaplicaciones clínicas que contribuyenenormemente al diagnóstico por imagen.

Fig 2. Siretom TC primer modelo comercial de siemens1974, y Tc Modelo Somatom Sesation 64, ultima modelode siemens 2003.

Un equipo de TC está formado básicamentepor dos secciones principales:

- El Gantry: Es un cubo dedimensiones variables, por lo generalde 1,80 m de alto, 2 m de ancho y 1m de profundidad. Tiene un orificiocentral por donde ingresa el pacienteen una camilla. El gantry contiene eltubo de Rayos x de ánodo giratorioque posee una alta capacidad dedispersi ón de temperatura, ademáscontiene los elementos de detecci ón(ya sean cámaras de ionización odetectores sólidos).

- La consola de mando: Contieneteclado, monitor y CPU. Estecontiene una unidad dealmacenamiento de datos (raw data)e imágenes y un transductor quepermite los procesos dereconstrucci ón.

Por lo general los sistemas funcionan concomputadores de 20 gb de disco duro y 512Mb en memoria RAM. Las imágenes puedenser almacenadas en discos ópticos o pasar aplacas radiograficas o utilizar monitores parasu interpretación.

I.S.D* I.S.D

I.S.D I.S.DI.S.DI.S.D

* Inter ScanDelay

Evolución de equipos de TC a través deltiempo

A gran escala, es posible separar los equiposde TC en dos grandes grupos: equipos de TCconvencional y equipos de TC helicoidales.

Equipos de TC convencionales

Los equipos de TC convencional poseen unmodo de adquisici ón denominado secuencial,en el que se posiciona la camilla, se producela rotación del tubo y luego la obtención de laimagen. Esto es debido a que poseen cablesde alta tensión para la alimentación del tubode rayos X que limitan el giro contínuo deeste, de manera tal que el tubo debe girarprimero en un sentido emitiendo Rx, y luegoen sentido contrario, esta vez sin emitirradiaci ón, sino con el fin de desenrollar loscables. Esto hace que el proceso deadqusici ón sea lento, y por ende, que elpaciente reciba una dosis elevada deradiaci ón. Según las características deevolución a trav és del tiempo este tipo detom ógrafos se divide en equipos de:

Fig3. Sistema de adquisión secuencial.

Iº Generaci ón: fueron los creados por la EMIen el año 1972, para el estudio del cerebro.Poseen un tubo con un haz muy colimado,lineal y un solo detector. Realizanmovimientos de rotación y traslación contiempos de adquisición de entre 5-7 minutos.

IIº Generación: creados en 1974,implementan el haz en forma de abanico de 3a 10º. Aumentan el número de detectores (30aproximadamente). Conservan el movimiento

de rotación y traslación, pero los tiempos deadquisici ón se reducen a 20 segundos.

IIIº Generaci ón: aumentan la divergencia delhaz, de forma que abarcan completo alobjeto sin tener que realizar movimiento detraslaci ón, solo tienen movimiento derotación. Tienen un gran número dedetectores (300-1000) y utilizanprincipalmente cámaras de ionización.Disminuyen los tiempos de cortes entre 3 a 4segundos.

IVº Generación: detectores forman un anillocompleto alrededor del paciente (2000aproximadamente) y se encuentran fijos. Eltubo gira alrededor del paciente, por dentrodel anillo con un haz en forma de abanico.Disminuyen los tiempos, sin embargo sonmuy caros y no presentan mayores ventajasque los de IIIº.

Equipos de TC helicoidales

Respecto a los equipos de TC de tipohelicoidal, podemos decir que a diferencia delTC convencional, estos equipos permiten larotación continua del tubo, ya que poseen unsistema de anillos deslizantes enganchadosobre rieles. Así el tubo gira alrededor delpaciente independiente de cables. Al irgirando el tubo también se va desplazado lacamilla, form ándose un espiral y de esaforma obteniéndose un volumen deinformación.

Fig4. Sistema de adquisición helicoidal. Rotacióncontinua del tubo y desplazamiento de la camilla.

Existe la posibilidad de alargar o acortar elespiral, a medida que se separan losespacios sin estudiar van a ser mayores y lainformación que se obtiene en esos lugaresva a ser más inexacta, ya que el equipo tomadatos por anterior y posterior e interpola parallenar los espacios que no fueron estudiados.Los TC helicoidales incluyen un nuevoconcepto conocido como “Pitch”, que

corresponde al cuociente entre distanciarecorrida por la mesa en una rotación de360º por la anchura del colimador, en otraspalabras la razón del desplazamiento de lamesa por cada rotación de tubo.

Los equipos de Tc helicoidales puedendividirse a su vez según el número de“canales de data”, también conocido comoDAS (Data Adquisition System), oequivalente a decir que se dividen según elnúmero de cortes por rotaci ón de tubo, yaque esta razón depende directamente delnúmero de canales de data. Se puede incurriren el error de pensar que el número decortes obtenidos depende del número de filasde detectores dispuestas en el eje z, sinembargo este parámetro está determinadopor el número de canales de data que poseeel TC. Según este parámetro tenemosequipos de tipo monocorte o singleslice oequipos multicorte o multislice, quedescribiremos a continuación:

Los TC singleslice o monocorte poseen unsolo canal de detecci ón, es decir, solo sepuede obtener una imagen por rotación deltubo en rotaci ón de 360º. El hecho que seobtenga la información en forma volum étricapermite variar el “intervalo” de corte, una vezque el ordenador ha reconstruido la imagen.En el caso de singleslice el grosor de corteesta dado por el tamaño de los colimadores.En los scanner convencionales no es posiblevariar estos par ámetros luego de laadquisici ón.Los TC multislice o multicorte poseen varioscanales de data (2, 4, 8, 16, 32 o 64). Deesta manera se puede obtener una mayorcantidad de im ágenes por rotaci ón en 360º.Además se debe destacar que la velocidadde rotación del tubo es mucho mayor. Enscanner multicorte se puede variar tanto elintervalo de corte como el grosor de corte. Eneste caso el grosor de corte no solo estadado por la colimación, sino que adem ás decómo se agrupe la información, captada porlos detectores.Los TC multidetectores se pueden dividir deacuerdo a la matriz en: a) de tipo fijo osim étrico (todos los detectores presentanigual longitud) y b) adaptables o asimétricos.

Fig 5. Matriz dedetectores

Asimetrica ovariable.

Fig 6. Matriz dedetectores

simetrica.

Tanto en el scanner convencional como en elsingleslice, el espesor de corte va a estardado por la colimación de forma primaria. Enel multislice, va estar determinado por lacolimación y a su vez por la combinación queme permita la corrida de detectores.

En el scanner convencional tenemosespacios entre cortes donde no hayinformación (si es que los cortes no setranslapan). En el scanner helicoidal laadquisici ón se va a producir en formacontinua, emitiendo siempre radiaci ón, losvalores intermedios se van formando porinterpolación de datos de los lugaresdonde si ha examinado.

Fig 7. Interpolacion TC singleslice.

En el scanner multislice voy ha producirel mismo espiral, pero con más corridas dedetectores, las interpolaciones y el tiempode adquisici ón será menor.

Fig 8. Interpolación scanner de dos canales.

measureddata

tablepositionslic

e

measureddata

table positionslice

complementarydata

Por lo tanto, las ventajas del TACMultislice:

- Mejora la resolución espacial ytemporal.

- Aprovechamiento óptimo decontraste endovenoso.

- Aumenta cobertura anatómica.

Y en general disminuye los tiempos deadquisici ón y procesamiento de lasim ágenes.

Formación de la Imagen

La formaci ón de la imagen en TC est áfijada por tres procesos fundamentales: laadquisici ón de la información, elprocesamiento de la información adquiriday transformación a números CT.

La adquisici ón consiste básicamente encaptar la información de cada una de lasproyecciones que se ha producido al rotarel tubo de rayos x (junto con el sistemadetector en los equipos helicoidales) atrav és de un sistema de detectores, unavez que la radiación ha atravesado alpaciente, almacenando en el detector losdatos primarios (Raw Data) quecontribuirán finalmente a la obtención deuna imagen. Esta radiación estransformada por el detector en una señaleléctrica equivalente a la atenuación realde la radiación, es decir, la información decada uno de los coeficientes deatenuación ) de las proyecciones. Estoscoeficientes de atenuación sontransformados a trav és de un conversoranálogo-digital en números denominadosCT y clasificados en una escala,asignándole a cada uno, una tonalidad degris diferente según su valor (escala deHounsfield). Como resultado de la etapade adquisici ón de la información, elordenador realiza una exploración de ungran número de sumas de rayosindividuales. La ecuación fundamental quedescribe el comportamiento de lasdeterminantes es:

I = I0e (- x)

La reconstrucción de la imagen depende dela forma en que se hayan adquirido los

datos, pensando además en que debemosllegar a obtener una imagen 2D luego deunas serie de proyecciones obtenidas de unvolumen 3D. Cada corte se divide en unaserie de volúmenes pequeños denominadosv óxel (3D), y esta representado en laimagen final en 2D a trav és de un peque ñocuadrado denominado píxel. De esta formase obtiene un cuadriculado equivalente a lamatriz en que se formara la imagen. Engeneral las matrices actuales son de512x512 píxeles aunque también hay de256x256 píxeles.

El fundamento físico de la reconstrucción dela imagen es la denominada retroproyecciónfiltrada. Básicamente, este método consisteen obtener una serie de proyecciones deuna misma región (retroproyección), quesumadas entre sí contribuyen a la obtenciónde la imagen. Una vez realizado esto seprocede a la aplicaci ón de un filtro o kernelque permite dar definici ón de los bordes a laimagen final. En el caso de los equiposconvencionales no se tiene problemas conla adquisici ón, ya que en cada segmento aexplorar se debe irradiar, de manera tal quelos cortes son adyacentes y se adquiereinformación de cada segmento. Diferente esel caso de los TC helicoidales, ya quedebido al desplazamiento de la camilla yrotación contínua del tubo hay segmentosque quedan sin información y los cortes noquedan contiguos. Para solucionar esto, elordenador debe realizar un procesoadicional de interpolación lineal, quepermite obtener la información reconstruídade dichos segmentos.

Debido al desplazamiento de la camilla porcada rotaci ón en 360° del tubo, es que latecnología de CT helicoidal introduce elconcepto de “pitch”. El pitch no es más queel cuociente entre el desplazamiento de lamesa de exploración y el espesor de corteen los equipos monocorte. En el caso de losequipos multicorte se debe considerar elnúmero de canales de data, por lo que larazón queda de la siguiente forma:

Pitch = Avance de la mesa / N° decanales x Espesor nominal de corte.

Una vez realizada la reconstrucci ón de laimagen, el ordenador procede a calcularcada coeficiente de atenuación,transformando estos datos en una nueva

cifra denominada números CT, los que sonubicados en una escala (escala deHounsfield) que toma como referencia elvalor del agua en 0 unidades. De estamanera se le puede asignar a cada píxel undeterminado tono de gris según su númeroCT correspondiente. A mayor atenuación, elnúmero CT es mayor y se aprecia másblanco en la imagen y viceversa, mientrasmenor atenuación, menor número CT y seaprecia m ás negro en la imagen (ej hueso =+1000UH; aire -1000UH). De esta manera ysegún las diferentes atenuaciones, es quese pueden diferenciar los distintos tejidos.

Número CT = K (u-u agua)/ u agua

El producto final es la imagen reconstruidaen 2D, en una matriz cuadriculada dediversos tonos de grises, dados por el valorpromedio de cada voxel representadoscada uno en un píxel. La escala deHounsfield da una cantidad de números CTque va desde el -1000 UH hasta el +3000UH, por lo que se pueden obtener miles detonalidades de grises diferentes. Sinembargo el ojo humano solo es capaz dereconocer 16 a 20 tonos de grises distintos.

Fig 9. Diferencias de atenuación de los organos dadasen números CT (unidades UH).

Por lo tanto, para poder aprovechar laimagen surge el concepto ventaneo de laimagen de TC. Una vez que se tiene laimagen, se puede seleccionar cual va a serel centro de nuestra escala de grises, segúnla estructura que queremos visualizar, loque se denomina nivel de ventana (WL –Window Level). Adem ás se debeseleccionar la cantidad de grises que esposible ver con el denominado ancho deventana (WW – Wide Window). De estamanera es posible optimizar la imagen paracada segmento a estudiar, o para cadaórgano o patología en particular para serm ás específico, ajustando un niveladecuado de ventana y seleccionando atrav és del ancho una cantidad adecuada degrises, que se verán reflejados en elcontraste de la imagen. A mayor ancho deventana habrá menor contraste (abarcamayor cantidad de tonos de grises) y por elcontrario, si usamos un nivel bajo deventana, habrá menor cantidad detonalidades de grises distintas y por endeun mayor contraste en la imagen.

Respecto a la resoluci ón de la imagenobtenida, esta va en directa relación con eltamaño de la matriz a utilizar y el tamañodel píxel, que a su vez está dado por: FOV /matriz de imagen. Se entiende por FOV(Field of View) el campo de visi ón, es decir,lo que se est á viendo en la imagen. Si sereduce el tamaño el tamaño del píxel, suseñal es menor, por lo que se debeaumentar la dosis de radiación para obteneruna imagen con una mayor cantidad depixeles, eso si de mejor resolución. Si no seaumenta la dosis, obtendremos una imagencon ruido aumentado. Dentro de la calidadde imagen nos podemos fijar en dos tiposde resoluci ón: resolución tisular yresolución espacial.

La resolución tisular nos permiteidentificar diferencias entre tejido decoeficiente de atenuación muy similar, encambio la resolución espacial esta dadapor la capacidad de distinguir por separadoobjetos de tamaño pequeño y de altocontraste.

Desde la adquisición a la presentaciónde la imagen. (A modo de resumen).

Los datos que se obtienen, como ya semenciono anteriormente, son transmitidospor el DAS perfil por perfil, a la electrónicacomo señales que corresponden a loscoeficientes de atenuaciones reales de losRx que atraviesan al paciente. Las señalesobtenidas son digitalizadas e interpretadasen procesadores de imagen, hasta estepunto las im ágenes son reconstruidas pormedio del “principio de la tubería”, que sedivide en preprocesado, convolución yretroproyección.

Preprocesado: corresponden a lascorrecciones que realiza el equipo para laobtención de la Data y posteriorreconstrucción, como, la corrección de lacorriente, la dosis de salida (esta serelaciona con el mAs), calibraciones,endurecimiento del haz, etc. Esto se hacepara reducir los errores inherentes al equipodesde fallas del tubo, hasta posiblesproblemas a nivel de los detectores.

Covolución: Consiste en la eliminación de lainformación de la borrosidad inherente de laretroproyección simple, por medio de laaplicación de ciertos valores negativos. Estodebido a que, existen proyecciones que serepiten y superponen, lo que produce unamala definici ón de los bordes y al realizareste proceso se define con mayor nitidez.

Retroproyección: implica reasignación delos datos convolucionados a una matriz 2Dque presenta el corte que esta siendovisualizado. Se realiza perfil por perfildurante todo el proceso de reconstrucción.Permite asignar una densidad exacta acada pixels, que son representados pordistintas tonalidades de gris.

Fig 10. Proceso de tuberí a.

Influencia de los parámetros técnicosen la imagen.

La gran mayoría de los parámetros amanejar en el TC se relacionan con lacalidad final de la imagen y elposprocesamiento de esta. En granmedida están vinculados con la relaciónseñal/ruido, siendo reflejada, tanto en laselecci ón del grosor de corte, en la dosisque recibe el paciente, en el algoritmo dereconstrucción utilizado o el tipo de filtroque se utilice.

Grosor de corte: elegir entre cortes finos ogruesos esta determinada por el tipo deresolución que se desea considerar ya seaespacial o de contraste. Al disminuir elgrosor del corte se alcanza una altaresolución espacial. Esto no obstanteaumenta el nivel de ruido, por ejemplo aldisminuir el grosor de 10mm a 3mm elnivel de ruido aumenta en un 80%aproximadamente por ello serecomendaría aumentar la técnica en un80% en mAs aumentando la dosis.

mAs: Se relaciona con la dosis que recibetanto el paciente, como el sistema dedetección, esto se traduciría en cantidadde información, si relacionamos el mAscon el pitch en TC heicoidal se puedecalcular las dosis en mGy (mili gray), yaque la dosis que recibe el paciente estadeterminada por el mAs por rotaci óndividida por el Pitch, y la dosis de laimagen es igual al mAs por imagen sinconsiderar el Pitch. Al aumentar esteparámetro se puede aumentar laresoluci ón de la imagen dentro de ciertoslímites.

Incremento: se relaciona con elavance/rotación de la camilla, con el pitch.Sería interpretado como la separaci ónentre cortes. De especial importancia a lahora de realizar reconstrucciones.

kV: Le entrga dureza al haz, define supoder de penetración, es aconsejableutilizar kV m ás elevados en estructurasm ás gruesas sobre mAs evitando así elaumento considerado de la dosis recividapor el paciente.

Relación entre tamaño de la matriz yPixels: Al aumentar el tamaño del pixels

disminuye la resolución de contraste y laresolución espacial, debido a un artefactode volumen espacial. (Tamaño del pixels=FOV/Matriz).

Algoritmo: Proceso matemático, serelaciona con el valor o m ás bien laimportancia que se le entregue a loscoeficientes de atenuación en la matrizpara la presentación final de la imagen.

A la hora de la obtenci ón de datos yposterior procesamiento con respecto a laselección de la técnica se debe considerar:

Para el TAC convencional:

• Angulación del Gantry.

• Espesor de corte.

• Movimiento de la mesa entre 2cortes sucesivos (superposici ón yseparaci ón).

• mA por exploración.

• kV, no es tan variable en elscanner.

• FOV.

• Volumen a explorar (y N° decortes).

Para el TC HelicoidalSe seleccionan los mismos par ámetros, ladiferencia está en que se determina unPitch: cuociente entre distancia recorridapor la mesa en una rotaci ón de 360° por laanchura del colimador. En los dos, vamultiplicado por el tiempo que demora eltubo en girar 360º, pero como el tiempo engeneral se estandariza a 1, no se coloca enel proceso de cálculo.

Conclusión

Antiguamente se presentaba el problemade la superposici ón de im ágenes entécnicas de Rx. Por lo que se perdíavaliosa información. El tom ógrafocomputado permite que muy pocasestructuras queden fuera de laobservación, desde su creación a la fechasu evolución ha sido permanente, tantoque actualmente es herramienta de

selección primaria y de uso cotidiano en lapráctica clínica.

Bibliografía:

• www.rayos.tk

• Somatom Sessions, 2004 siemens. Nº15.

• Clase TC. Fisica aplicada Jose LuisGonzales

• Clases Tecnicas Radiologicasaplicadas.

• Euclid Seeram, RT. ComputedTomography.1994.

2. Avances y nuevas tecnologíasen TC.

Principios y aplicaciones de TC multislice.

Desde la creación del TC en 1972 a la fechael número de innovaciones ha sido enorme.En el año 1989 se introduce la aplicación yutilización del TC espiral, aplicándose elconcepto de volumen de la modalidad de laimagen, el otro gran salto se introduce el año1998 con la implementación del scannermultieslice (multicorte), esto abri ó las puertasa nuevas aplicaciones como lo son el análisiscardiaco.

Fig 1. Visión de los componentes del Gantry y matriz dedetectores.

El scanner convencional posee una fila deelementos de detector y realiza un corte porrotación, en contraste el multicorte utiliza

m últiples filas de detectores y puede portanto adquirir m ás de un corte por rotaci ón,adem ás se logra disminuir los tiempos derotaci ón m ás menos a 500ms. Esto traeríarelacionado una serie de conceptos aplicadosclínicos:

• Mayor velocidad: Un volumen dadopuede ser escaneado en fracción desegundos. Un ejemplo, ya al año1998 los tiempos de adquisici ón de 4cortes simult áneos era de 0,5 seghasta el año 2004 donde laadquisici ón de 64 cortes solamente a0,33seg.

• Mayor detalle: (The z-axis resolution)La resoluci ón de alg ún protocolopuede ser mejorada sobre un factorde 8 (habilitante) lo que significa unamejora en la calidad de la imagen yel post-procesado.

• Mayor productividad: El resultado delaumento del número de im ágenes esresultado de un mejor uso productivodel tubo, en ese sentido estagarantizado su duración ensegundos.

Diseño de los detectores.

Existen dos posibles conformaciones dedetectores multicortes, la Matriz Fija deDetectores (Fixed Matriz Detector FMD) y laMatriz Adaptable de detectores (AdaptableArray Detector AAD).

Fig 2. Disposición de colimadores y esquema de lecturade la Matriz Fija de Detectores (FMD). La barra superiorindica la colimación. Por cada configuración de detector,la colimación pre-paciente es ajustadacorrespondientemente.

Fig 3. Disposición de colimadores y esquema de lecturade la Matriz Adaptable de Detectores (AAD). La barrasuperior indica la colimación por cada detector. Por cadaconfiguración de detectores, la colimación pre-pacientees modificada correspondientemente.

- Matriz Fija de detectores (fixed matrizdetector FMD): Corresponde aelementos fijos de detecciónrepresentados en la figura 2. En estecaso se representa un esc ánermulticorte de cuatro canales. Eldetector consiste en 16 filas. Unswitch electrónico en el sistema deadquisici ón de datos, distintascombinaciones son realizadas parala obtención del corte. El grosor delcorte es combinada entre el juego decolimadores seleccionado y lacombinación de los detectores.

- Matriz adaptable de detectores(Adaptable Array Detector AAD): Enestas se produce una variación elgrosor de las líneas. El esquema 3muestra una perspectiva general. Elgrosor de las líneas de detectoresdecrece hacia el centro.

La pregunta que se plantearía es porque enel caso de ejemplo solo se producen 4 cortessi existen 16 filas de detectores, la razón seencuentra en el proceso de reconstrucci ón dela imagen. En la reconstrucción de la imagenTC, este usualmente asume que todos losrayos se unen dentro de un plano común deimagen. En TC convencional la obtención delcorte se realiza por medio de la adquisici ónen avance/detención. En singleslice espiralesto puede ser regularizado aplicando unpaso de interpolaci ón. En multieslice, sin

embargo, la incidencia de los rayos no esperpendicular al plano axial pero soninclinados respecto al plano axial formandoun ángulo en forma de cono. De aquí lanutaci ón del rayo, o bamboleo en el controlde la manera. Este efecto causa el artefactode rayo cónico en la imagen. El artefactodepende de la relaci ón del ángulo del cono ydel corte del colimador. En detalle el analisisde esta problem ática a demostrado que elartefacto de cono, en el caso del ejemplopuede ser descartado con cuatro cortes en elsistema de detectores. Cuando tenemos unagran fila de detectores, estos artefactosaparecen.

El escaneo espiral.

En el escaneo espiral el concepto de Pitch esimportante, esto influye en la cobertura deleje z (z-axis) y el tiempo de escaneo. En elTC singleslice, el Pitch es la relación entre eldesplazamiento de la tabla por rotación sobrela colimación del espesor de corte, en losmultieslice el pitch es la relación entre elmovimiento de la tabla por rotación sobre lacolimación del grosor de corte.

Tabla 1. Relación del pitch en singleslice y multislice.

Por un volumen dado, un pitch elevadoreduce el tiempo de scaneo, y un pitch bajolo aumenta. Cuando el valor del pitch esfijado se establece un compromiso entre lacobertura del plano z (z-axis) y el tiempo deescaneo.

Fig 4. Modelodel pitch. Sepuede tener unavariación de 1 a3 (izq.). Sepuede tener unarelación de 1 a8 (der.).

En TC espiral singleslice, se selecciona tantola colimación, pitch y la corriente del tubo. Elresultante de estas selecciones estaríarepresentado en el grosor de corte de lasimágenes reconstruidas, tomando para estoslos “valores m áximos promedio de todo elcorte” (Full Width at Half Maximun, FWHM),dependiendo de la selecci ón del colimador, elpitch y el algoritmo espiral (fino o grueso).Cuando el pitch es aumentado se utiliza unmA mayor, se produce una disminución en ladosis. Sin embargo, la cantidad de ruido en elcorte es mayor. Se deben considerar estasrelaciones con respecto al grosor de corte yel colimador seleccionado para lareconstrucción de la imagen, y la resoluci ónen el plano z (z-axis).

Grafico 1. Pitch, algoritmo y el efecto en el grosor decorte. En escáner helicoidal singleslice, el verdaderogrosor en la reconstrucción de la imagen es influenciadopor el pitch y el algoritmo seleccionado. El queseleccionas puede no ser el que se obtiene.

Grafico 2. Con un interpolador adaptativo axial, elverdadero grosor de corte en la reconstrucción de laimagen es independiente del pitch y el algoritmoseleccionado. Cuando se selecciona un valor estesiempre será el obtenido.

Las tecnologías que han sido aplicadas en lacreación y mejora de la imagen en escánermutieslice, son avances nuevos como es elcaso del “interpolador adaptativo axial”(Adaptative Axial Interpolator, AAI).

Lo que selecciona es lo que se obtiene: Algoque se selecciona la colimación del corte yobtener cortes al azar en la reconstrucción dela imagen, el usuario selecciona el grosor decorte deseado junto con la colimación puesta.

Diferentes colimaciones pueden producir elgrosor deseado. Una serie de reglas sedeben aplicar:

1. La reconstrucción del grosor de corteno puede ser menor que el grosor dela colimación.

2. La colimación del corte determina lacobertura del plano z (z-axis) porrotación.

3. La colimadores de disolución(difuminación) pueden mejorar lacalidad de la imagen (disminuyen elefecto de volumen parcial). Pero porun mayor costo en la duraci ón delescaneo.

El mismo mAs, la misma dosis, el mismoruido en el píxel: La selección de la corriente(mA) y la selección de un picth determinan ladosis. Ahora el uso de una selección de mAsen combinación con el grosor de cortedeseado. El sofware adaptara el mA paraconseguir la dosis que se requiere para unaimagen de calidad. El uso no prolongadopara distinguir entre corte y algoritmo.También, un mAs dado, la dosis aplicadaserá la misma que la secuencia de escaneo,independiente del pitch. La sobrelapaci ón(overlapin) de radiación decrece cuandoincrementan los valores del pitch. Lacorriente del tubo también se relaciona con elpitch, y estos factores lo hacen de lasiguiente manera:

Ecuación 1.

En ciertos tiempos de rotaci ón, la duraci óndel pitch significa cortos tiempos de escaneopero también una alta carga del tubo.Pequeños pitch significan largos tiempos deescaneo pero reducción de la carga del tubo.

Avances TC.

Desde la creación del TC en 1972 ha existidoun vertiginoso avance tecnológico en estaárea. Partiendo de tiempos de adquisici ónpara un cerebro de 7 a 8 minuto, hasta lograradquirir una imagen de tórax y abdomen ensolo una apnea, se pueden realizar vuelosvirtuales a trav és del colon o examinarselectivamente las arterias coronarias.

Fig 5. SIRETOM primer modelo lanzado por siemens1974.

Fig 6. Diferencias en resolución de imágenes entreSIRETOM y SOMATOM SENSATION 64.

En el año 1977 se contaba en el mercadocon TC para cuerpo, en 1985 se comienza atrabaja con aplicación de tecnologías 3D, yaen 1987 se cuenta con el primer escáner derotación continua desde esa fecha enadelante se comienza con el avanceprogresivo de la tecnología helicoidal. En1991 la tecnología de Windows es empleadacomo base de sistema operativo para losscanner. En 1992 la tecnología se centra enprocedimientos de angiotac yaprovechamiento de la utilizaci ón de mediosde contraste. En 1998 comienza a seraplicada la modalidad Multislice, con tiemposde rotación de 0,5 segundos, lo que abre laspuertas a aplicación de procedimientos noinvasores de diagnostico. El avance siguesiendo continuo, en la actualidad los nuevosequipos y la tecnología de nuevos tubos deRx han disminuido los tiempos (0,33segundos por rotación), siguen aumentandoconsiderablemente la calidad de la imagen yampliando el manejo en la reconstrucción de

imágenes. Esto aplicado a diferentescompañias: Siemens (SOMATOMSENSATION), Philips (BRILLANCE CT-64) yGeneral Electric (Ligth Speed VCT).

Fig 7. TC de Siemens, Philipsy General Electric.SOMATOM, BRILLANCE yLigth Speed VCT.

Las grandes compañías a nivel mundialcomo Siemens, Phillips o General Electric, seenfocan en tres parámetros importantísimosa la hora de pensar en nuevos adelantosque permitan optimizar la tecnología, estosson: el número de cortes adquiridos por cadarotación del tubo, el tiempo de rotación delmismo y la resolución espacial de lasimágenes obtenidas. Esto ha sido posiblegracias a la implementación de innovadoressistemas de tubos de rayos X, sistemas dedetección (llegando incluso a equiposcapaces de obtener 64 cortes por rotación detubo) y las sofisticadas técnicas dereconstrucción de im ágenes. Sin duda queeste vertiginoso avance en las tecnologías deTC ha ido masificando el uso del scannercomo herramienta de diagnóstico,agregándole una serie de aplicaciones queen primer instante podían parecerimpensadas como por ejemplo: estudiosangiográficos, cardiacos, de perfusi ónortopédicos, etc. A continuación haremos unadescripci ón de los principales avances en losdistintos componentes de los equipos en sí,tomando como ejemplo algunos modelosdesarrollados por algunas compañías enparticular.

Los tubos convencionales de rayos X,poseen una carcaza que a su vez contieneun aceite que permite la refrigeración delánodo rotatorio. Esto conlleva a una pobredisipación de calor entre el ánodo y el aceiterefrigerante, debido a la interfase vacío/aceite

que se produce. La manera de compensaresta ineficiente disipación de calor seríaaumentando el tamaño del ánodo giratorio,de manera que este tenga una mayorcapacidad calórica. En lugar de eso, lascompañías como Siemens idearon unmoderno tubo de rayos X, un tanto diferenteal modelo convencional, al que denominaronSTRATON. La manera en que este innovadorsistema disipa el calor en mejor forma que elsistema convencional, es a trav és de uncontacto directo entre el refrigerante y elsistema de ánodo rotatorio de tal manera quellega a disipar cinco millones de unidadescalóricas (MHU) por minuto. Adem ás de esto,el haz de radiaci ón es desviado por unsistema de bobinas deflectoras a la salida delcátodo, lo que permite obtener dos puntosfocales alternantes en el ánodo. Esterevolucionario sistema de refrigeración logradisminuir l ógicamente los tiempos deenfriamiento, con lo que se pueden realizarexámenes de mayor duración sin ningúnproblema, algo que limita a los equipos queutilizan el sistema convencional, y quesignifica un problema al realizar este tipo deexploraciones, obligándonos a utilizartiempos mayores. Como adem ás no esnecesario aumentar el tamaño del ánodo,estos compactos diseños han sidofundamentales a la hora de disminuir lostiempos de rotación hasta incluso 0,33segundos, lo que permite estudiar rangosmas amplios en menor tiempo y disminuir losartefactos de movimiento, sobre todo por elmovimiento de las vísceras.

Fig. 8 –Esquema del tubo derayos X STRATON(Siemens®).

El otro punto en que se ha avanzado, es enel sistema de detección. Antiguamente losdetectores usados eran de gas Xenón. Luegocomenzaron a usarse detectores sólidos, de

tipo cristales de centelleo, logrando mejorasen el sistema de obtención de datos. Losequipos Multislice en su mayoría, usan estetipo de detectores. La matriz de detectoresuniversal es la diseñada por GE en el a ño2001, la que contenía una serie de elementos(o septos) que no contribuyen a la detección.Siemens y Phillips apuntaban a disminuireste tipo de elementos con el fin de mejorarla eficiencia geom étrica de la corridadetectores, con sus modelos, pero fuefinalmente Toshiba quien ideó un modelohíbrido que logró buenos resultados, aexpensas de una gran cantidad de estoselementos. Con esto logr ó adquisiciones sub-milimétricas, explorando un área de 32mm alobtener 4 cortes cada 8mmsimult áneamente. Con la aparici ón deequipos de TC de 16 canales la tecnologíaimplementada fue la mencionadaanteriormente, aunque los grosores de cortemínimos estaban determinados por cadacompañía al igual que los elementos dedetección mas pequeños.

Fig.9 – Esquema de las diversas matrices de detectoresutilizadas.El problema es que en matrices de 32 o m áscanales, surge en el requerimiento de unespacio para la electrónica asociada aldetector, lo que limitaba el agregar m ás filasde detectores.

Fig.10 – Sistema de detección convencional

Actualmente y con todo el desarrrollo demicroprocesadores, diodos y una resinaconductora se ide ó un sistema alternativodenominado “bottleneck” (en cuello debotella), que no tiene limitaciones de espacio:

Fig.11 - Sistema detector “ bottleneck”

Siemens se ha encargado de creardetectores de cer ámicos de m áxima rapidez(UFC detectors), que optimizan la absorci óny por ende la transformación de rayos X enluz, para que sea transmitida finalmentecomo señal eléctrica por el fotodiodo, yposteriormente digitalizada.

Fig. 12– Detectoresceramicos demaxima rapidez (UFC detectors)

Además, aprovechando su revolucionariotubo STRATON, el que permite obtener 2proyecciones casi simultáneamente por cadadisparo, que son captadas por un mismodetector, Siemens se ha enfocado en latecnología que ellos han denominado “z-Sharp”. Partiremos diciendo que el tuboposee dos manchas focales que alternan4,640 veces por segundo, permitiendoobtener dos proyecciones en cada disparodel tubo. Con esto no es necesario que hayanecesariamente 64 corridas de detectores,de hecho se cuenta solo con 32. El sistemade detección ultrarrápido permite la obtenci ónde 64 cortes por rotación gracias a esteoversampling (“sobremuestreo”) del tubo enla dirección del eje Z.

Figs. 12 – Sobremuestreo (se obtienen 2 proyeccionespor cada disparo en la dirección del eje z, y un total de64 cortes por rotación).

Esto trae consigo mejoras significativas en laresoluci ón de la imagen, considerando quese ha logrado obtener la resolución isotrópicam ás alta con tamaños de voxel de 0.4 mm.Esto independiente de la posici ón dentro delcampo a explorar. En los equiposconvencionales, es posible distinguir dosestructuras de hasta 0.4 mm de tamaño porseparado, siempre y cuando se encuentren auna distancia de mínima de 0.6mm(resolución). De esta manera se privilegia laresolución de los puntos que se encuentranen el centro del campo de exploración, por loque aquellos puntos que se encuentren masdistanciados de este centro tendrán unaresoluci ón m ás baja. El oversampling queofrece la tecnología “z-Sharp”, permite porgeometría, mejoras sustanciales de laresolución, llegando a distinguir objetosseparados 0,3 mm entre sí.

Fig. 13 – Mejoras en la resolución gracias a la tecnologí a“ z-Sharp” .

Otra mejora respecto a los demás equiposque no poseen este innovador sistema, estareferida al “pitch”. Al aumentar el valor del“pitch” en los equipos comunes, disminuye laresolución de manera significativa, debido aun menor traslape entre los cortes. En elcaso del “z-Sharp” el traslape entrecorte ycorte se mantiene constante también graciasal oversampling, independientemente del“pitch” a utilizar.

Fig.14 - Comparaciones entre la tecnologí aconvencional y el “ z-Sharp” al variar el “ pitch” .

La siguiente imagen da cuenta delconsiderable cambio de resolución entre lasimágenes obtenidas:

Fig.15 – Imágenes de un objeto de 0.4mm obtenidas adistintos “ pitch” . (Imagen izq.= tec.convencional; Imagender.=“ z-Sharp” ).

Adem ás existe una mejora de la resoluci óndebido a la eliminación de artefactos propiosde los equipos de TC espirales, sinincremento de la dosis al paciente, contrarioa lo que podría pensarse, ya que en el casodel “z-Sharp” se trata de un único haz de

radiaci ón que es reflectado por un campomagnético, el que permite obtener ese efectode oversampling, como si se tratara de doshaces por separado.

Fig16 – Eliminación de artefacto espiral gracias al “ z-Sharp” )

Fig.17 Comparació n de la dosis del haz convencional y el deltubo STRATON.

Los avances también se han efectuado en loreferente a lo que significa la reconstrucci ónde la imagen. En los equipos convencionales,la reconstrucción se realiza gracias a laretroproyección filtrada, para lo que el hazde radiaci ón debe incidir en formaperpendicular en cada detector, y por lo tantoal eje z. Mientras m ás hacia afuera seencuentre el detector (en la dirección del ejez), mayor es el ángulo de inclinación en quele llegara el haz, lo que puede ser causa dealgunos artefactos que clínicamente notienen mayor relevancia. Para evitar estasituación se prefiere utilizar la información delos canales centrales, en los que el hazincide perpendicular. En el caso de losequipos de 16 o m ás canales no se puededejar de lado este problema de la inclinaci óndel haz por lo que se debe recurrir a técnicasalternativas de reconstrucción, considerandopor ejemplo el desplazamiento de la mesa.Las t écnicas de retroproyección 3D cumplenestos requisitos, pero son extremadamentecomplejas y requieren de hardwaredemasiado específico para ser llevadas acabo. En lugar de esto surgió una t écnica dereconstrucci ón denominada AMPR (AdaptiveMultiplane Reconstruction) desarrollada porSiemens. Esta técnica consiste en definirplanos de imagen que sean atravesados porel haz o en su defecto, que este pase muycerca del plano. Estos planos siguen lacurvatura del espiral y pueden ser formadosrápidamente, por una serie de rápidastécnicas de reconstrucciones 2D. De estamanera tenemos la imagen dividida ensegmentos a lo largo del eje Z. Para lograr laobtención del volumen total, se interpola lainformación a lo largo del eje Z.

Fig. 18 – Esquema de la reconstrucción de la imagen alo largo del eje Z mediante la denominada “ interpolaciónZ” . La figura A muestra la selección de un plano quesigue la curvatura de la espiral. La figura B, la serie deimágenes reconstruidas a lo largo del eje Z.

Conclusión

Los avances en la tecnología en los equiposde TC helicoidales no se han detenido desdela aparici ón de los primeros equipos de estetipo el año 1989. Gracias a la aplicación anivel mundial de los diversos avances en TC,se ha logrado optimizar el uso del scannercomo herramienta diagnóstica, mejorando lostiempos de exploración sin aumentar lasdosis, Se han logrado mejoras en la calidadde las im ágenes, gracias a los modernossistemas de adquisici ón que involucran tantotubos de rayos como sistemas detectores,así como también nuevas tecnologías en lareconstrucción de la imagen. Además elvasto rango de aplicaciones clínicas a lasque se puede acceder, hace que el examende TC sea cada vez m ás requerido,masificando y haciendo cada vez m ásaccesible su uso en cuanto a costo monetariose refiere.

Bibliografí a.

• Somatom Sessions; 2004, 3,6,15.• Hans Dieter; Multieslice CT

technology.

• GE, Volumen CT, Julio 2004.• www.rayos.tk• Philips, 2004.

By Carlitos and Tito ….