TOMOGRAFÍA AXIAL COMPUTARIZADA (T.C.)
TOMOGRAFÍA AXIAL
Es una técnica de imagen radiológica que proporciona la representación gráfica mediante ordenador, de un corte o sección, generalmente en el plano axial.
Esta imagen se consigue obteniendo múltiples valores de atenuación desde distintos ángulos alrededor del paciente, y posteriormente mediante un cálculo matemático se reconstruye la imagen.
Actualmente también es conocida como T.C. (tomografía computarizada) o Escáner (termino en inglés).
Sir Godfrey Hounsfield (1919-2004) revolucionó la medicina con el descubrimiento de la tomografía computarizada. Para muchos fue el mejor invento del siglo XX, y lo hizo merecedor de un premio Nobel de medicina en el año 1979.
Existe un antes y un después de la creación de la tomografía computarizada, esta contribuyó a la visión de la anatomía de una forma muy diferente a la que hasta el momento se tenía.
Hasta la fecha la radiología era la principal herramienta de diagnóstico por imagen, pero tenía numerosas limitaciones: a.- No se puede representar en dos dimensiones, toda la información contenida en un objeto que posee tres, quedando las diferentes estructuras superpuestas. b.- Otra de las grandes limitaciones de la radiología convencional es que solo es capaz de discriminar entre tejidos de densidad muy diferente, como son: aire, grasa, agua, calcio, metal.
Radiografía convencional
Limitaciones:
- Superposición de objetos que se encuentran en planos diferentes.
PLACA RADIOGRÁFICA
PLACA RADIOGRÁFICA
FUENTE
PACIENTE
Radiografía convencional
- Modificación del tamaño de los objetos según la profundidad a la que se encuentren
PLACA RADIOGRÁFICA
PLACA RADIOGRÁFICA
FUENTE
PACIENTE
El gran cambio que introduce el escáner es: que puede medir la atenuación del haz de rayos X cuando pasa a través de secciones del cuerpo y lo hace desde cientos de ángulos diferentes, con todos estos datos las computadoras son capaces de representar imágenes del interior del cuerpo.
Este concepto ya fue estudiada por un físico sudafricano, Allan Cormack, en los años 1963 y 1964, pero sus estudios no tuvieron un resultado práctico, aunque compartió el premio Nobel con Hounsfield.
Curiosamente ninguno de los dos eran médicos, aunque obtuvieron el Nobel en medicina.
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Sir Godfrey Hounsfield desarrolló un prototipo y construyó el primer equipo de TC para uso clínico. Los primeros resultados se publicaron en la primavera de 1972. Procesos patológicos que solo se podían demostrar de una forma indirecta, ahora se podían demostrar de una forma directa.
Primer prototipo de escáner clínico para cerebro instalado en el Hospital Atkinson Morley´s. Londres.
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El primer estudio con un paciente vivo fue realizado en octubre del 1971. Fue llevado a cabo con un prototipo de escáner para cerebro. Se tardo 4 minutos en realizar un solo corte del cerebro, estas imágenes tardaron 2 días en reconstruirse.
Prototipos del primer tomógrafo computarizado.
Primera imagen clínica obtenida con tomógrafo computado prototipo.
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Imagen de la primera tomografía computarizada (TAC) obtenida con el EMI scanner en 1971, demostrándose varias metástasis cerebrales.
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El primer escáner se instaló en el hospital de Morley de Inglaterra en 1972, construido por la casa EMI. A partir de este momento sería vertiginoso el aumento de estos equipos por todo el mundo.
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Principio Basico
La TC es una técnica diagnóstica basada en los mismos fundamentos físicos que la radiología convencional y la fluoroscopía, es decir, los Rx se atenúan al atravesar la materia y lo hacen de diferente forma en función de su densidad.
La TC obtiene la imagen diagnóstica a través de: las medidas de atenuación obtenidas al hacer que un haz de Rx atraviese un objeto y por tanto la intensidad del haz emergente, es medida mediante un sistema de detectores.
Las mediciones son recibidas por un potente ordenador que calcula la cantidad de dosis que ha sido absorbida analizándola por medio de un logaritmo matemático transmitiéndola a un monitor de televisión donde finalmente se representan las reconstrucciones en forma de imagen.
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EVOLUCIÓN DE LA TC Desde los principios de la TC hasta la actualidad los equipos han evolucionado de una forma vertiginosa. En este proceso evolutivo podemos distinguir diferentes tipos de equipos dependiendo del sistema mecánico y de la disposición tanto del tubo como de los detectores.
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EQUIPOS DE 1ª GENERACIÓN (TRANSLACIÓN-ROTACIÓN). El funcionamiento se basa en un tubo de Rx y un detector acoplado de forma fija.
Lento y tiempo de barrido de 4 - 5 mintuos
El prototipo inicial de TC utilizaba un único haz de rayos X de morfología lineal (haz en lápiz) que era recogido por un único detector
El tubo y el detector no giraban alrededor del paciente con un movimiento de rotación continuo.
El equipo realizaba primero un movimiento de traslación horizontal del sistema tubo-detector obteniendo varias proyecciones en un único eje, para luego realizar un movimiento de rotación de todo el sistema. El incremento de giro era de 1º.
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Primera generación: Rayos paralelos (colimados)
FUENTE
DETECTOR
TRASLACIÓN-ROTACIÓN
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Primera generación: Rayos paralelos
FUENTE
DETECTOR
TRASLACIÓN-ROTACIÓN
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Primera generación: Rayos paralelos
FUENTE
DETECTOR
TRASLACIÓN-ROTACIÓN
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TC de 2ª Generación:
Continuan siendo equipos con movimientos separados de traslación y rotación.
La diferencia con la 1ª generació: usan varios haces lineales de rayos X y cada uno es recogido por un detector indipendiente.
Los haces de rayos X juntos forman un abanico y hay una única fila de detectores (entre 10 y 30).
Un equipo con tres haces, con una inclinación de 1º entre cada uno, en un movimiento de traslación obtendrá las proyecciones correspondientes a 0º, 1º y 2º. En la siguiente rotación, obtendrá las proyecciones 3º, 4º y 5º. Se reduce el número de rotaciones que realiza el equipo y el tiempo de adquisición del estudio.
inconveniente: aumentaba la radiación dispersa.
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TC de 3ª Generación (1975):
Se desarrolla el movimiento de rotación continuo sincrónico del tubo y los detectores sin movimiento de traslacion
Se ensanchó el haz de rayos X hasta transformarlo en un haz con morfología de abanico que abarca a todo el paciente y es recogido por una hilera de detectores con forma de arco de circunferencia.
El número de detectores ha aumentado desde los 250 utilizados inicialmente hasta los aproximadamente 750 de un equipo moderno.
La fila de detectores es de forma curva.
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Una de las principales desventajas de los sistemas de imagen de TC de tercera generación es la aparición ocasional de artefactos en anillo. Cuando un detector o banco de detectores no funciona, la señal adquirida o su ausencia ocasiona un anillo en la imagen reconstruida. Las correcciones del software en los algoritmos de reconstrucción de la imagen minimizan estos artefactos.
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TC de 4ª Generación (1976 -1987):
Se coloca una circunferencia completa de detectores fijos alrededor del gantry y sólo se desplaza el tubo de Rx, girando alrededor del paciente. Al ser el anillo de detectores fijo, el tubo puede girar a mayor velocidad, lo que conlleva una disminución en el tiempo de exploración.
El desarrollo de nueva tecnología, como fueron los equipos multidetector, llevó a abandonar estos equpos por el alto coste que tendría la colocación de múltiples anillos de detectores de 360 grados en los equipos multidetector.
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TC secuencial frente al helicoidal. (anillo deslizante)
La limitación de las TC era el tiempo necesario para realizar un estudio completo. Tras una rotación de 360º, los cables que conectaban los componentes (tubo y detector) debían detenerse y rotar en dirección inversa para adquirir una nueva imagen. El proceso podía demorar hasta 8-10 segundos por corte.
Para eliminar este retraso, se desarrolló un sistema de rotación continua de tubo y detectores. La solución técnica implementada fue un anillo deslizante, que transmite corriente a los elementos rotantes sin conexiones fijas, similar al sistema usado en coches de choque.
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Esta forma de obtener un estudio se denomina Escaneo secuencial. La adquisición de cada corte axial se realiza con la mesa parada; luego, la mesa avanza y el tubo mas los detectores giran nuevamente para adquirir un nuevo corte.
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TC secuencial frente al helicoidal. (anillo deslizante)
Con el tiempo se diseñaron nuevos sistemas con velocidades de giro más rápidas. El tubo y los detectores giran a la vez que la mesa se desplaza, de tal manera que la forma geométrica obtenida por la rotación del tubo alrededor del paciente es una hélice o espiral.
A estos estudios se conocen como Escaneo helicoidal. La principal ventaja es que se elimina el tiempo de desplazamiento de la mesa entre corte y corte, reduciéndose el tiempo total de adquisición, permitiendo optimizar el contraste intravenoso y obtener estudios dinámicos.
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TC multidetector
Es una mejora en el sistema de detectores. En los equipos clásicos hay un tubo y una hilera de detectores que recogen la información de un haz en forma de abanico.
El siguiente paso en la configuración de los detectores es ir añadiendo sucesivas hileras de detectores en el eje Z (es decir, de la cabeza a los pies del paciente), lo que permite, con un único giro del tubo, obtener varios cortes de forma simultánea (tantos como hileras de detectores).
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Estos TC pueden ser de 4, 16, 32, 64, etc. en función del número de hileras de detectores de que dispongan.
Los últimos avances mejoran la capacidad del TC para diferenciar distintas sustancias. Hoy en el mercado hay equipos de doble energía que ademas de obtener imagenes tradicionales permiten distinguir entre diferentes componentes
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COMPONENTES DE LOS EQUIPOS DE TOMOGRAFÍA COMPUTARIZADA
Sea cual sea el tipo de escáner que se utilice, todos los EQUIPOS de tomografía axial computada están compuestos básicamente por tres grandes módulos o bloques, estos son: el gantry, la mesa o camilla movil y el sistema informatico (ordenador).
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1. GANTRY Es la estructura redonda en cuyo interior se aloja los disntintos componentes para la adquisicon de los datos de la imagen Incluye los siguientes elementos:
- Tubo de Rx.
- Detectores
- Colimadores
- Sistema de refrigeración
- Sistema adquision de datos
- Sistema mecánico
Los componentes van montados sobre un soporte giratorio que permite la rotación para la adquisición de la imagen. Sobre este soporte rotan el tubo de rayos X , los detectores y el sistema de refrigeracion, el sistema de adquision de datos y los colimadores.
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Algunos equipos todavia llevan en el sistema de rotacion un pequeño generador de energía para el tubo, sin embargo los equipos modernos lo han eliminado y éste se situa fuera del gantry ya que el suministro electrico se lleva a cabo por el sistema de anillos deslizantes como se comentó anteriormente
La transmision de los datos desde el gantry hasta el sistema informatico se lleva a acabo meidante tecnologia inhalabrica
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1.2.- TUBO DE RX.- El principio por el que funciona es el mismo que el de la radiologia convencional pero con alguna peculiaridad.
La principal limitacion de los tubos de TC es la temperatura.
- Por un lado, la propia generacion de rayos X produce calor.
- Por otro lado, las altas velocidades de rotación del tubo aumentan el calor por el rozamiento.
Los tubos de TC en un estudio pueden estar emitiendo radiacion durante unos 30 segundos. Por ello la principal caracteristica de estos tubos:
- Es mantener la temperatura controlada mediante distintos sistemas: Asi el uso de materiales aislantes como el grafito en el ánodo y el uso de un sistema de refrigeracion con aceite y aire evitan el sobrecalentamiento. Un aumento de temperatura hace que el tubo Rx se pare.
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Otras características de los tubos de Rx
- Los tubos deben presentar una capacidad de calentamiento grande. Ésta debe de ser como mínimo de varios millones de unidades de calor (MUC) (2 millones de UH o Unit Heat). Algunos tubos diseñados específicamente para la TC tienen una capacidad de 8 MUC.
- Los tubos deben de ser capaces de emitir un haz de radiación de alta energía (entre 120 y 150 kV - trabaja normalmente entre 120 y 140 kV).
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Para disipar el calor al que es sometido el ánodo:
- suele poseer, una gruesa masa de carbón (Grafito) unida a su superficie.
- y debido a las grandes cargas a las que vamos a someter al tubo, éste se refrigera por medio de dos circuitos cerrados, con sus bombas de circulación y sus filtros de depuración correspondientes, uno es de aceite sin impurezas, y el otro que está refrigerando al anterior en todo su recorrido es de agua fría.
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- La mayoría utilizan rotores de alta velocidad para disipar mejor el calor.
La experiencia ha demostrado que el fallo en el tubo de rayos X es la principal causa de avería de los sistemas de imagen de TC y su principal limitación en la frecuencia secuencial de imágenes.
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TUBO DE RAYOS-X STRATON DE LOS TOMOGRAFOS MODERNOS. Hoy en día hay mejoras en el diseño de los tubos de rayos X de tc Los tubos convencionales de rayos X, poseen una carcasa que a su vez contiene un aceite que permite la refrigeración del ánodo rotatorio. Esto conlleva a una pobre disipación de calor entre el ánodo y el aceite refrigerante, debido a la interfase vacío/aceite que hay. La manera de compensar esta ineficiente disipación de calor sería aumentando el tamaño del ánodo giratorio, de manera que este tenga una mayor capacidad calórica. En lugar de eso, las compañías como Siemens idearon un moderno tubo de rayos X, un tanto diferente al modelo convencional, al que denominaron STRATON.
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Este innovador sistema disipa el calor mejor ya que:
- Primero: se produce un contacto directo entre el refrigerante y el sistema de ánodo rotatorio de tal manera que llega a disipar cinco millones de unidades calóricas (MHU) por minuto.
- Segundo: un sistema de bobinas deflectoras a la salida del cátodo desvia el haz de radiacion, lo que permite obtener dos puntos focales alternantes en el ánodo. Este revolucionario sistema de refrigeración logra disminuir lógicamente los tiempos de enfriamiento, con lo que se pueden realizar exámenes de mayor duración sin ningún problema, algo que limita a los equipos que utilizan el sistema convencional, y que significa un problema al realizar este tipo de exploraciones, obligándonos a utilizar tiempos mayores.
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1.3.- COLIMADORES. Son aquellos medios tecnicos que se emplean para diafragmar el haz de radiación X En general en la TAC es necesario utilizar la colimación por las mismas razones por las que se usa en radiologia convencional y que son:
- Para disminuir la dosis que recibe el paciente al disminuir el área de tejido irradiado. Con esto se controla el grosor del corte; es decir la longitud del voxel. La mayoria de los escaneres actuales realizan cortes de 1 a 10mm
- Para mejorar el contraste de imagen al disminuir la radiacion dispersa. En radiologia convencional existe un único colimador montado en la carcasa del tubo de Rx, en el equipo de TAc suele haber 2 colimadores
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En los equipos actuales de TC existen dos colimadores: prepaciente y pospaciente. El colimador prepaciente se localiza cerca del tubo de rayos X, antes de que el haz llegue al paciente. Tiene un componente movil que permite establecer el grosor del haz en el eje Z y por lo tanto va a determinar el espesor de corte minimo con el que se podrán reconstruir las imagenes
Determina:
- El grosor del corte, que puede ir desde secciones de 1 mm hasta los 10 mm.
- La dosis que recibe el paciente.
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Esta formado por varias laminas, para conseguir un haz de Rx casi paralelo. Dando un haz de grosor muy fino y en forma de abanico. Si este colimador esta mal ajustado sera responsable de la mayor parte de la dosis innecesaria que recibe un paciente durante la exploracion de TAC
En los equipos multidetector actuales, el grosor del haz se corresponde con el número de detectores activos por el grosor de la fila.
Por ejemplo:
- En un equipo de 64 detectores, una configuración de 64 x 0,5 mm significa que el grosor del haz sera de 32 mm.
- Para un equipo de 16 detectores, un configuarcion de 16 x 1 mm representa un haz de 16 mm
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El colimador pospaciente se localiza inmediatamente antes de los detectores y su principal función es reducir la radiacion dispersa que llega a cada detector a partir de los haces de rayos que van destinados a los detectores contiguos. En los equipos de una sola fila de detectores es este colimador el que marca el grosor de corte.
Se coloca en la matriz de detectores, de tal forma que siempre habrá el mismo numero de colimadores que de detectores, ya que cada detector tiene asignado su colimador y su alineameinto debe ser muy preciso para poder obtener una imagen de calidad.
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1.4.- DETECTORES. Los equipos actuales utilizan detectores sólidos capaces de absorber practicamente el 100% de la radiación que les llega. Antes se usaban detectores de gas a presión, que tenian una eficacia en torno al 70%.
Cada elemento detector tiene un material radiosensible que transforma los rayos X absorbidos en luz visible. En la parte posterior del detector hay un fotodiodo que capta la luz y la transforma en una señal electrica. Finalmente, hay un sistema de elctronica de alta velocidad que procesa y transmite la información de tal manera que el sistema esta listo para recibir nueva informacion
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Cada elemento tiene un tamaño aproximado de 1 mm2 y se coloca con una disposicion similar a la de una rejilla con una separación entre cada elemento para evitar que la luz generada estimule el elemento adyacente.
Estos elementos se colocan alineados en el plano axial con una disposición curva.
Para obtener imagenes de calidad, es necesario utilizar entre 800 - 1000 elementos en cada fila o arco. En las TC multidetector se colocan varias filas de detectores siguienddo el eje Z (cabeza - pies) del paciente, y al equipo se le denomina en funcion del numero de hileras de detectores; existen equipos de 4, 8, 16, 32 , 64 hileras
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Los detectores pueden ser de tres tipos, según han ido apareciendo cronológicamente en las distintas generaciones:
- Detector de Cristal de Centelleo (primeras generaciones)
- Detector de gas o de cámara de ionización (3ª generación)
- Detectores sólidos o detectores semiconductores (en los equipos de 3ª generación en adelante y en TAC helicoidal)
Los más utilizados han sido los detectores de gas Xenón, hasta llegar a la TC helicoidal que incorpora los últimos detectores que son los semiconductores o detectores sólidos.
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Transformación Los detectores básicamente pueden transformar los Rx que reciben de dos formas diferentes:
- Transformación en luz: unos detectores convierten primero los Rx en ENERGÍA LUMINOSA y luego en ENERGÍA ELÉCTRICA.
- Transformación en electricidad: otros detectores trasforman directamente los Rx en CORRIENTE ELÉCTRICA.
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1.4.1 DETECTORES DE CENTELLEO
Están compuestos por dos partes, la primera es el cristal de centelleo y la segunda, el tubo fotomultiplicador. En los equipos de TAC más antiguos, el CRISTAL DE CENTELLEO era de Yoduro de sodio y luego se sustituyó rápidamente por los de Germanato de Bismuto. Los que se usan en la actualidad son cristales de Yoduro de Cesio, de Tungstato de Calcio y de Wolframato de Calcio (W O4 Ca).
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Su funcionamiento es el siguiente: cuando un fotón de RX incide en el cristal, su energía queda absorbida por los electrones de las órbitas de los átomos del cristal y pasan a una capa más externa y más energética. Estos electrones excitados vuelven a su posición inicial emitiendo el exceso de energía que había tomado del fotón de RX en forma de LUZ VISIBLE.
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Por tanto el cristal de centelleo actúa como un transductor que convierte la energía de los Rx incidentes en destellos de luz visible. Lo más importante es que la intensidad del destello es proporcional a la energía de la radiación X que incide en el cristal.
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Junto al cristal de centelleo se encuentra íntimamente acoplado el TUBO FOTOMULTIPLICADOR, que es un tubo de vacío que presenta en el extremo situado junto al cristal de centelleo el llamado fotocátodo, que es una placa metálica recubierta de un metal alcalino que tiene la propiedad de emitir electrones cuando sobre él incide un fotón. Es en resumen un segundo transductor que convierte la energía luminosa en emisión de electrones.
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A continuación hay una serie de electrodos llamados dínodos, situados de tal forma a lo largo del tubo que cuando llegan electrones originan una emisión de electrones adicionales. Es decir, cuando sobre el primero incide un electrón, este emitirá dos, que inciden en el segundo y emite cuatro y así sucesivamente, de esta forma, el impulso inicial se ve reforzado en intensidad de modo que por cada electrón remitido por el fotocátodo se recogen miles de electrones a la salida del fotomultiplicador. El resultado final es la amplificación de la señal.
La parte del tubo fotomultiplicador más alejada del cristal de centelleo es el fotoánodo que es una placa metálica, y por ella sale el total de electrones generados.
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La amplitud de cada impulso eléctrico medido a la salida del tubo fotomultiplicador sigue siendo proporcional a la energía y al número de electrones iníciales emitidos por el fotocátodo y a su vez estos lo son de la luz visible incidente, que también lo era de la energía de la radiación X incidente en el cristal, existiendo, por tanto, una proporcionalidad entre la energía de la radiación incidente y la amplitud de los impulsos eléctricos de salida, lo que es importante para poder identificar la radiación incidente. Este impulso eléctrico de salida puede ser ampliado electrónicamente y ser conducido al sistema de procesado de datos y de reconstrucción de la imagen del TC.
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Estos detectores tenían el inconveniente de que eran bastante grandes y cada tubo fotomultiplicador necesitaba una alimentación independiente con un sistema eléctrico de cableado complejo. Por esta razón, en la actualidad han sido sustituidos por los conjuntos de cristal-fotodiodos (más pequeños y económicos que los tubos fotomultiplicadores y de igual eficiencia). El número de detectores varía de un equipo a otro, pero las cifras habituales son de entre 1 y 8 detectores por centímetro (en los detectores con matriz lineal) o de 1-5 detectores por grado (en los detectores con matriz angular). La concentración de detectores es una característica importante de los equipos de TAC y afecta a la RESOLUCIÓN ESPACIAL obtenida.
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Eficacia de los detectores de centelleo Los detectores de centelleo tienen una eficacia intrínseca (relacionada con la incidencia de fotones de Rx en su cara sensible) muy elevada, el 90% de los rayos X que alcanzan a los detectores son absorbidos y contribuyen a la señal eléctrica de salida, pero tienen el inconveniente de que no es posible colocar los detectores tan próximos entre sí como sería deseable, y el espacio entre detectores puede ocupar el 50% del área total a la que llega el haz de RX. Así la eficacia extrínseca relacionada con la colocación de los detectores es del 50%. Por lo tanto, la eficacia total (que se calcula multiplicando la eficacia intrínseca por la eficacia extrínseca) es de alrededor del 45%; y esto significa que aproximadamente un 55% de la radiación generada contribuye a elevar la dosis que recibe el paciente sin contribuir a la formación de la imagen, es decir que el 55% de la los RX generados se pierden.
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1.4.2 DETECTORES DE GAS
Los detectores de gas son dispositivos o receptores de la Rx, en forma de celda o cámara de ionización, que transforma la energía radiante que le llega en una emisión de electrones. Consisten en una gran cámara metálica con separadores espaciales situados a intervalos de aproximadamente 1mm. Estos separadores llamados baffles o paredes son como las tiras de una rejilla y dividen la cámara grande (o cámara mayor) en muchas pequeñas..
Cada cámara pequeña será un detector de radiación y cada uno funciona por separado
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El conjunto de detectores está sellado herméticamente y se llena bajo presión 7 con un gas inerte (gas noble) de número atómico elevado (Xenón (Z= 54), o una mezcla de Xenón-Kriptón a una presión de 8-10 atmósferas, que aumenta la eficiencia)
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Cada detector de gas funciona como una cámara de ionización, es decir, se trata de una recinto cerrado lleno de gas Xenón, donde se encuentran 2 electrodos entre los cuales se aplica una tensión eléctrica que generalmente es de 1000 voltios. Como el gas que llena el detector es un buen aislante, en condiciones normales no se produce corriente eléctrica entre los dos electrodos. Pero si incide la radiación X sobre el gas, provocará la ionización de éste y cambia la diferencia de potencial inicial que existía entre ambos electrodos
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La ionización del gas da lugar a partículas cargadas (e- y Xe+ ) y debido al campo eléctrico existente en la cámara las cargas liberadas de cada signo se pondrán en movimiento hacia el electrodo de signo contrario, los electrones hacia el ánodo y los cationes Xe+ hacia el ánodo, de esta forma se origina en el detector, corrientes o impulsos eléctricos que pueden ser medidos exteriormente. Esta señal se amplifica y se conduce a los módulos de identificación y registro.
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Evidentemente, la intensidad de esa corriente eléctrica es proporcional a la ionización del gas, que a su vez sigue siendo proporcional a la radiación X que incidió en el detector. Por lo tanto, la intensidad de la corriente eléctrica será proporcional a la radiación X que la ha provocado. Los conjuntos de detectores de gas se construyen con densidades de hasta 15 detectores por centímetro o grado.
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Eficacia de los detectores de gas La eficacia intrínseca de detección de un conjunto de detectores de este tipo solo es del 50% en su cara sensible, pero como puede reducirse mucho la distancia entre detectores, es muy poco lo que queda sin usar del área frontal del detector, siendo su eficacia extrínseca del 90%. Por lo tanto, la eficacia total de detección del conjunto es del 45% igual que la eficacia total de los detectores del centelleo. Así, a igualdad de las demás características, la dosis de radiación que recibe el paciente es la misma aproximadamente con ambos tipos de detectores. Los detectores de gas son más económicos que los detectores de centelleo, pero su señal es más débil, con lo que se necesitará mayor ampliación de dicha señal.
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1.4.3 DETECTORES SEMICONDUCTORES
Son una modificación del detector de centelleo y a igual que ellos, el cristal traduce la energía de los Rx en luz visible. Esta tecnología, varía sólo con el detector de centelleo, en que NO lleva tubo multiplicador, sino un FOTODIODO, cuyas capacidades se fundamenta en la tecnología de los semiconductores de Silicio. Y a todo el conjunto se le denomina detector de semiconductores o de escintilación. El cristal de centelleo está compuesto de Wolframato de calcio o de Yoduro de Cesio
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Los fotodiodos son dispositivos electrónicos que transforman la luz que incide en ellos en corriente eléctrica que fluye en un circuito externo. Cuando los Rayos X chocan con el cristal de centelleo, se emite luz cuya intensidad es directamente proporcional a la energía de los fotones incidentes. Esta luz visible será recogida por los llamados fotodiodos (el tubo fotomultiplicador ha sido sustituido por el conjunto de fotodiodos) que traduce la luz visible en una señal eléctrica proporcional a la radiación X que incidió en el cristal.
Rayos X
Luz
Material centelleador
ASIC
Fotodiodo
PCB
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El fotodiodo se comporta como un generador de corriente, que forma un conjunto con el cristal en forma de pastilla (conjunto cristal-fotodiodo), a la que se le añade un amplificador de la corriente eléctrica.
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Rayos X
Luz
Material centelleador
ASIC
Fotodiodo
PCB
Rayos X
Luz
Material centelleador
ASIC
Fotodiodo
PCB
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1.5 SISTEMA DE REFRIGERACIÓN. Es obvio que dentro del gantry se generan muy altas temperaturas producidas por la cantidad de radiación emitida en un corto espacio de tiempo, por lo tanto es necesario tener un buen sistema de refrigeración.
Existen dos tipos de sistema de refrigeraciono: 1.- por aire: envian el calor a las sala de examen. hay que tener un potente sistema de aire acondicionado en la sala 2.- por agua helada: se necesita un chiller externo y un intercambiador de calor
Se debe refrigerar toda la electronica y el tubo de rayos x mediante una unidad dedicada que refrigera el aceite que que circula por el exterior de la ampolla
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1.6.- SISTEMA MECÁNICO. Conjunto de elementos que hacen posible que todas las partes anteriormente descritas (giro del tubo, movimiento de detectores, desplazamientos de la mesa, etc.) funcionen. El sistema mecánico ha evolucionado desde los primitivos sistemas de cableados en las primeras generaciones de escáner, hasta los actuales sistemas de “slip-ring” que consiste en la trasmisión de datos sin cables, es decir por un sistema de pistas.
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La tarea principal de ese sistema es hacer posible la adquisición de la zona de interés, del volumen especificado y del espesor de corte especificado.
Para lograr esto, la mesa se mueve (FEED) entrando y saliendo del gantry en forma de pasos (de forma secuencial) o de forma continua (en espiral o topograma).
Para adquirir ciertas zonas del cuerpo (cráneo, columna) es necesario ubicarse paralelo a estas estructuras; para ello, el gantry se inclina (Tilt) hasta cierto punto (+/- 30º aprox).
Para comodidad del paciente, se puede subir al equipo y, para poder ubicar la zona a examinar en el centro del campo de exploración, se puede subir o bajar la mesa (lift)
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2.- MESA DE EXPLORACIÓN o Camilla La mesa de exploración es donde se posiciona al paciente y permite mediante su movilidad automática realizar los barridos necesarios en cada estudio. Este dispositivo automático está conectado al ordenador y al gantry y está diseñado para indexarse (cambiar de posición) después de cada barrido, de acuerdo con el programa utilizado. En términos generales se podría decir que la camilla es una de las partes más importante del equipo de TAC, posee un cabezal y es móvil. La indexación debe ser exacta y fiable, sobre todo cuando se emplean cortes finos (1 ó 2 mm) a través del área de interés.
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Debe de estar fabricada con un material de número atómico bajo, para que no interfiera en la transmisión del haz de rayos X. Las mesas de TC se fabrican de madera y las más modernas están fabricadas con fibras de carbono, que tiene un número atómico muy pequeño y permite obtener láminas finas y a la vez muy resistentes.
La camilla debe ser cómoda, debe sostener durante un tiempo de exploración más corto o más largo al paciente según el tipo de estudio, impidiendo su movilidad.
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Es posible conectar varios dispositivos a la mesa para distintos usos. En los exámenes de cabeza se emplea el soporte cefálico que ayuda a mantener inmóvil la cabeza y, gracias a que se extiende fuera de la mesa, minimiza el artefacto o la atenuación en barridos cerebrales. También se puede emplear con el fin de colocar al paciente para las imágenes coronales directas.
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Todas las camillas llevan incorporadas en un sitio visible una regleta de mandos con las siguientes opciones (esta regleta, también está incluida en la consola del médico):
- Luz de centraje
- Movimientos de desplazamiento de la camilla hacia detrás y hacia delante
- Regular los movimientos de angulación del gantry hacia la posición de angulación cefálica (+) y hacia la posición de angulación caudal (-)
- Mecanismos para elevar y descender la mesa. Se consigue así hacerla coincidir con el agujero del gantry
- Botón de puesta a cero del nivel de corte. Sirve para tener siempre una perfecta referencia del plano que estamos estudiando y el nivel en que empezamos el topograma o scout-view.
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Mandos del estativo
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3. 1.- Sistema de informático: Consola de control Es aquel subsistema de los equipos TAC responsable de integrar los demás subsistemas con la finalidad de visualizar una imagen adecuada respecto al estudio, y un almacenaje digital.
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La consola de control tiene una doble misión: 1.- programar la exploración que se va a realizar y 2.- seleccionar los datos requeridos para la obtención de la imagen.
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Para programar la exploración, la unidades de TC tiene estandarizadas la técnicas de exploración más habituales, pero se puede variar cualquier dato técnico para adaptarla a una exploración individualizada (forma manual). Por otro lado una vez realizado el corte, podemos seleccionar los datos necesarios de la imagen que queremos obtener (ventana, matriz,….)
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Las imágenes visualizadas en la pantalla se pasan automáticamente a una cámara multiformato, donde se imprime la placa en condiciones prefijadas de tamaño y secuencia. Asimismo, se guardará en disco duro la imagen obtenida.
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Muchos equipos de TAC están provistos de 2 consolas, una para el técnico que maneja el equipo y otra para el médico. Aunque no todos los equipos poseen ambas consolas, si se encuentran ya en la mayoría y suelen estar conectadas entre sí.
- La consola del operador tiene controles y medidores para seleccionar la técnica apropiada, permite controlar el movimiento del gantry y la camilla, administración de contraste, y permite la reconstrucción y la transferencia de la imagen.
- La consola del médico recibe la imagen enviada desde la consola del operador. El médico mediante programas de imágenes, puede manipular la imagen obtenida en el estudio para de esa forma obtener un diagnóstico adecuado.
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A. La Consola del técnico La consola del operador es el punto desde el que el técnico controla el escáner. Las primeras unidades se dirigían mediante órdenes, lo que exigía un diálogo entre el técnico y el ordenador. Esto se conseguía tecleando las órdenes necesarias en el teclado. Para iniciar cualquier programa se introducían las órdenes pertinentes en la secuencia apropiada para que el ordenador realizase el barrido.
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Al progresar la tecnología informática, los escáneres se dirigen por menú; el ordenador presenta un menú o conjunto de opciones, en el que el técnico radiólogo puede elegir la opción apropiada. El ordenador ejecuta a continuación el programa correcto. Los modelos avanzados cuentan con menús interactivos, pantallas táctiles o teclados con TRACKBALL (Mouse fijo) para programación de cortes y otras utilidades sin tener que teclear la selección, de esta forma se pueden seleccionar los parámetros de trabajo.
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Antes de comenzar un estudio, el técnico debe introducir la información sobre el paciente, por lo que algunas funciones siguen requiriendo un teclado. De modo habitual, el primer programa seleccionando es el de exploración, que permite al técnico planear la secuencia de barridos axiales.
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Los parámetros de trabajo:
- Parámetros de técnica:
- Intensidad (mA)
- Tensión de pico (kV)
- Tiempo de corte o de barrido, que es el tiempo necesario para obtener un barrido (varía entre 1 a 5 segundos)
- Grosor del corte: suele ser entre 1 y 10 mm, si bien algunos equipos permiten grosores de hasta 0,5 mm para exámenes de alta resolución. La selección del grosor del corte va seguido de un ajuste automático del colimador.
- Administración de contraste
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4. Control de los movimientos de la camilla, adecuándolos al estudio en cuestión. Con el control de la regleta de mandos de la camilla se logra programar el sistema de cortes; que, puede ser:
- De cortes contiguos
- De cortes intermitentes
- De cortes específicos en la tomografía espiral
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5. También podemos seleccionar los datos necesarios para la imagen diagnóstica que pretendemos obtener. Por ejemplo:
- La ventana de valores de atenuación. Estos valores en términos generales se dividen en:
- Valores altos: dan una imagen blanca (Ej. Hueso)
- Valores bajos: dan una imagen negra (Ej. Aire)
- Valores intermedios: da una imagen con tono de grises con un número máximo de 20 ( el ojo humano no distingue más)
- La matriz de representación que hay que emplear
- La posible ampliación (zoom) del tamaño de la imagen
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- La señalización de datos de interés (medidas, flechas que indiquen localizaciones, ángulos, etc.).
- La reconstrucción de cortes coronales o sagitales a partir de los axiales, lo que permite una mejor visualización de estructuras longitudinales en sentido vertical (columna, grandes vasos, tráquea, etc.)
- La reconstrucción tridimensional de estructuras óseas (cráneo, tórax, pelvis). Esto tiene interés en neurocirugía, ortopedia y traumatología.
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Generalmente la consola del operador tiene 2 monitores:
- Monitor de protocolos de estudio. Nos permite introducir todos los datos del paciente y del examen o de la exploración que se va a realizar (identificación del hospital, nombre y nº del paciente, edad, sexo, nº de examen, técnica, posición de la camilla…)
- Monitor de visualización de imágenes. Nos permite ver la imagen resultante antes de enviarla a la consola del médico o al dispositivo de almacén permanente, que nos permite obtener copias posteriormente.
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3.2 Sistema de procesado de los datos y de reconstrucción de la imagen: El Ordenador El ordenador es el soporte técnico de gran potencia (rapidez) necesario para llevar a cabo las operaciones de procesado de datos y de reconstrucción de la imagen de scanner. Los primeros ordenadores de TC tenían que realizar los procesos de uno en uno, por lo que el tiempo de reconstrucción de las imágenes oscilaba entre 15 segundos y hasta varios minutos, dependiendo del nivel del programa instalado. Las máquinas actuales son capaces de hacer el barrido del paciente, recoger los datos, reconstruir la imagen, archivarla e iniciar el barrido siguiente en alrededor de 2 a 5 segundos.
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Para el equipo de TAC, se requiere un ordenador muy potente, ya que dependiendo del formato de la imagen suele ser necesario resolver simultáneamente hasta 30.000 ecuaciones matemáticas. Su precio supone aproximadamente 1/3 del coste del TAC completo.
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Los ordenadores antiguos requerían una estancia con unas condiciones ambientales especiales (Temperaturas inferiores a 20º y de humedad inferiores al 30%). El ordenador utilizado está formado por microprocesadores y la memoria primaria. Estos componentes determinan el tiempo que transcurre desde que se termina la adquisición de datos hasta que la imagen aparece en la pantalla, es decir, el “tiempo de reconstrucción de la imagen”, que puede oscilar desde 30 segundos a 1 segundo. Esto es importante, ya que la eficacia de una exploración está muy influida por el tiempo de reconstrucción, sobre todo si es un estudio que comprende muchas secciones. En los equipos modernos el cálculo de los datos para la reconstrucción de la imagen se realiza durante el tiempo de medida, o que se denomina imagen en tiempo real.
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En otros escáneres se utiliza una matriz de microprocesadores para la reconstrucción de la imagen, que acelera notablemente la aparición de la misma en el monitor, gracias al trabajo en paralelo de los microprocesadores. De esta forma cada imagen se reconstruye en menos de 1 segundo.
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El ordenador es un módulo que está compuesto en general por tres unidades, cuyas funciones están claramente diferenciadas. Éstas son:
- Unidad de control del sistema (CPU). El control del sistema o CPU tiene a su cargo el funcionamiento total del equipo. Su configuración es similar a la de cualquier sistema microprocesado con su software y hardware asociados.
- Unidad de reconstrucción rápida (FRU). Es la encargada de realizar los procedimientos necesarios para la reconstrucción de la imagen a partir de los datos recolectados por el sistema de detección.
- Unidad de almacenamiento de datos e imágenes. Está generalmente compuesto por uno o más discos magnéticos donde se realiza el almacenamiento no sólo de las imágenes reconstruidas y de los datos primarios, sino también del software de aplicación del tomógrafo.
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SISTEMA DE ALMACENAMIENTO DE DATOS Son todos aquellos procedimientos que guardan la información obtenida tras un estudio con scanner. El disco principal del ordenador sólo permite el almacenamiento a corto plazo de 15 las imágenes; los exámenes completados deben ser archivados, o copiados, en un dispositivo de almacenamiento a largo plazo, de forma que sea posible recuperarlos si se considera necesario.
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Existen dos criterios de clasificación o formas de guardar la imagen:
- Punto de vista del tiempo: se archivan de dos formas:
- Temporal: en el disco duro del propio ordenador, pero sólo durante un tiempo para poderlo hacer operativo, y por ello es necesario borrarlo.
- Permanente, se pueden hacer de distintas formas: En un sistema PAC, en discos CD o sistemas similares, en películas que se archivan.
- Punto de vista del medio:
- Digital: en forma de memorias masivas: disco duro, CD u otros. Normalmente se guarda el estudio completo.
- No digital: en forma de imagen sobre película; en tal caso, la información existente solo contiene una parte de los registros obtenidos por el ordenador.
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En el caso especial de las imágenes digitales el sistema de archivo se denomina PACS (Picture Archiving and Communication System), se comunica con los equipos capaces de producir imágenes digitales (DICOM) y con el RIS. Los estudios archivados, son accesibles desde las estaciones de trabajo conectadas al sistema, pudiendo recuperarse los estudios previos en cualquier momento para lo que sea necesario.
RIS
Pacs
Sistema de Indormacion Radiologico
Sistema de Archivo y comunicación de Imágenes
Gestión administrativa, funcional y del conocimiento
Gestión documental: Adquisición, Archivo y distribución de Imágenes.
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RIS
Pacs
Sistema de Indormacion Radiologico
Sistema de Archivo y comunicación de Imágenes
Gestión administrativa, funcional y del conocimiento
Gestión documental: Adquisición, Archivo y distribución de Imágenes.
RIS y PACS operan, de forma integrada y transparente al usuario final, dentro del escenario asistencial proyectado, su Red corporativa y sus Sistemas de Información e Interfaces de Trabajo correspondientes, entre las que se destacan la ETC (Estación de Trabajo Clínica) disponible, como elemento básico de acceso a la HCE (Historia Clínica Electrónica).
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PARAMETROS DE ADQUISICION TC MULTICORTE
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TC HELICOIDAL El operador de un equipo de TC programa antes de la exploracion una serie de parametros de adquisición, que van a determinar las caracteristicas de los datos obtenidos en el estudio y que se deben ajustar.
Los parámetros para manejar para la realizacion del estudio son : topograma, modo de estudio, rangos de corte, exposición, colimación, grosor de corte, pitch, tiempo de preparación y tiempo de exploracion.
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TOPOGRAMA Para realizar un estudio de Tc, se necesita una primera imagen general del área anatómica a estudio, para poder acotar la zona concreta para explorar.
La mecanica para obtenerla es simple: el conjunto de tubo-detectores se mantiene fijo (en proyeccion anteroposterior o lateral), mientras que la mesa de exploracion se desplaza, resultando una imagen bidimensional similar a la de una radiografia, en la que se va a determinar el comienzo y el final de los cortes y seleccionar el campo de vision o la parte de la estructura que se va a incluir en el estuido
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La Existen dos parametros fundamentales en el topograma:
- La proyeccion obtenida, qu epuede ser anteroposterior o lateral, aunque en algunos equipos programan de modo automático ambos planos.
- La longitud que recorre la mesa de exploración en milímetros; se adapta al área anatómica del estudio y las medidas mas habituales son 256 mm (craneo y cuello), 512 mm (torax, abdomen), 1024 mm (toracoabdominal, mmii) o incluso mas largos en estudios vasculares.
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Modo de estudio
Los equipos TC pueden adquirir los datos de dos modos:
Modo helicoidal o volumetrico Es el modo de captación continua de datos; se describe como una helice.
Desde el inicio hasta el final de estudio se tiene un giro continuo del conjunto tubo-detectores con una emision continua de radiacion sincornizado con un desplazamiento continuo de la mesa de exploracion a velocidad constante, obteniendo la informacion como un bloque ininterrumpido de todo el volumen irradiad
Es el método habitual de estudio, usado en practicamente todas las exploraciones.
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Modo secuencial o axial Los cortes se adquieren en bloques separados
La mesa de exploración no se desplaza en el momento en que el tubo gira emitiendo radiación; al suspender la emision, la mesa avanza hasta su nueva posicion adquiriendo otro grupo de cortes, y asi sucesivamente hasta completar todo la zona para explorar.
Su uso es mas frecuente en la actualidad, son los estudios de TC de craneo.
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RANGOS DE CORTE
Dentro del topograma, el operador debe determinar en cada estudio la zona de la que se quiere obtener información. Asi, se ajusta el inicio y final de los cortes;
El tamaño del área a estudio se conoce como campo de visión o FOV (field of view) de adquisicion o medicion (scan FOV); mas adelante se vera el FOV de reconstrucción (display FOV)
El campo de medición determina el área de la que se van a obtener los datos, de forma que las estructuras que quedan fuera de este campo no se pueden reconstruir. Los órganos a estudio deben estar dentro del área de medición y en lo posible, cerca del isocentro del grantry.
El scan FOV se modifica poco en los equipos actuales, pero se puede aumentar, por ejemplo en pacientes muy obesos, y reducirlo en estudios pediatricos, craneo, muñeca.
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CONCEPTO DE PITCH
Este movimiento continuo de mesa, el tubo de Rx y el detector, da lugar a un nuevo parámetro llamado “PITCH”. Se conoce como “pitch” a la relación entre el desplazamiento de la mesa en el eje Z durante una rotación completa del pórtico y el grosor de corte. El pitch determina la separación de las espirales, lo ideal es un pitch 1, donde todas las espirales estarían juntas.
A medida que aumentamos el pitch, la mesa se mueve mas rápido en relación a la velocidad de cobertura del detector en el eje Z. No existe superposción sino que hay un espacio entre los datos de cada rotación adyacente. Se cubre una mayor longitud de área del cuerpo el paciente en el eje Z en menos tiempo. De tal forma que es menor la radiación al paciente, y disminuye la calidad de las imágenes, ya que tendríamos menos datos.
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Ejemplo: En un supuesto caso donde el desplazamiento de la mesa es de 100 mm/seg, el tiempo de giro del tubo es de un segundo por rotación, y el grosor de corte fuese de 100 mm. La relacion es 1:1 entre longitud de adquisición de datos en el eje Z y la longitud del movimiento de la mesa en el eje Z. Este es el escaneo ideal.
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El factor de desplazamiento se expresa como una relación, como por ejemplo 0,5:1; 1:1; 1,5:1 o 2:1. Un factor de desplazamiento de inferior a 1 implica que la mesa se mueve mas lentamente en relación con la velocidad de adquisición de datos. Se esta sobremuestrando, el borde del campo de colimación en cada rotaciçon se superpone con la rotación anterior. Esto significa una menor área en el eje Z del cuerpo del paciente cubierta y una mayor dosis en el paciente. Un factor de desplazamiento superior a 1 implica un movimiento de mesa más rapido en relacion con la velocidad de cobertura del detector en ese eje. Esto significa un área del paciente de mayor cobertura en el eje Z y una dosis en el paciente más reducida.
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El pitch determina la separación de las espirales, de tal manera que a 10 mm de desplazamiento de la mesa por segundo, si cada giro dura un segundo, y el grosor de corte fuese de 10 mm correspondería un pitch 1 ; o dicho de otro modo, el índice de pitch sería 1:1 Si, por ejemplo el grosor de corte fuese de 5mm y se mantuviese la misma velocidad de desplazamiento tendríamos: pitch = (10 mm x 1s)/5 mm = 2; es decir el índice de pitch sería de 2:1 Cuanto mayor es el valor del pitch, mayor será la cobertura del area del paciente en el eje z, menor la dosis de radiacion en el paciente, y disminuye la resolucion de las imágenes obtenidas y aumenta el ruido.
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A. Si tenemos un desplazamiento de camilla de 80mm por rotación con un ancho de colimación de 100 mm) la relación será 1:2 Pitch=0.8. Los cortes estarán solapados y por lo tanto aumenta la dosis al paciente. En este caso la mejora es sobre la imágen, hay más datos para la reconstrucciones multiplanares o estudios cardiacos.
B.- Si la colimación cubre el ancho de cobertura de 16 detectores en línea, por ejemplo 16 mm y el desplazamiento de la camilla por cada rotación de 360º del tubo es de 16 mm, la relación es: 1:1 es decir Pitch= 1. En este caso no hay solapamiento ni espacios sin cubrir por el barrido. La dosis disminuye. Es el escenario ideal
C. Con un desplazamiento de camilla de 120mm y una colimación de 100mm tendremos un pitch de 1.2 La imagen reconstruida será de menor calidad porque quedan espacios sin cubrir que el tomógrafo tiene que crear, interpolando los datos obtenidos. La dosis al paciente disminuye.
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El grado de ruido y la resolucion del contraste en base al pitch.
Imagenes con pitch bajo (<1) se observa poco ruido y una muy buena resolucion de contraste. Imagenes con un pitch alto (>1) se observa mucho ruido y baja resolucion de contraste
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CTDIVOL= establece la dosis promedio de radiacion en el volumen x y z, atribuible a un desplazamiento unitario de la camilla en el eje z
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DISEÑO DEL SISTEMA DE ADQUISICIÓN DE IMÁGENES La TC helicoidal es posible debido a la tecnología de anillos deslizantes. El desarrollo continuado de los protocolos avanzados de adquisición de imágenes también es debido; mejoras en el tubo de rayos X, la sección de alto voltaje y la matriz detectora.
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Tecnología de anillos deslizantes (SLIP RING)
Los anillos deslizantes son dispositivos electromecánico que conducen electricidad y señales eléctricas a través de anillos y cepillos desde una superficie rotatoria a una fija. Una superficie es un anillo liso y la otra es un anillo con cepillos que rastrean el anillo liso. La TC helicoidal es posible debido al uso de la tecnología de anillo deslizantes, que permite la rotación continua e ininterrumpida del pórtico. La adquisición de imágenes de TC secuencial de cada disparo se lleva a cabo con una pausa entre cada rotación del pórtico. Durante la pausa, se mueve la camilla del paciente y el pórtico se devuelve a la posición inicial.
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Tubos de rayos X En la TC secuencial, el tubo de rayos X se activa durante una rotación, normalmente 1 s, cada cierto tiempo (de 6 a 10 s). Esto permite que el tubo se enfríe entre imágenes. La TC helicoidal supone una considerable demanda térmica para el tubo de rayos X. El tubo de rayos X se activa hasta 60 s seguidos. Debido a la continua rotación y activación del tubo de rayos X para exposiciones más largas, se deben mantener niveles de potencia más elevados. Las altas capacidades térmicas y los altos ritmos de enfriamiento son característicos de los tubos de rayos X diseñados para la TC helicoidal.
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Los tubos de rayos X de TC helicoidal son muy grandes. Tienen una capacidad de almacenamiento de calor del ánodo de 8 MHU o más. Sus ritmos de enfriamiento del ánodo son de aproximadamente 1 MHU por minuto debido a que el disco del ánodo tiene un diámetro más grande y es más grueso, resultando en una masa mucho más grande. Los tubo de rayos X tiene una expectativa de vida de 50.000 exposiciones, el tiempo de vida aproximado de los tubos de rayos X de la TC convencional.
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Detectores de rayos X La eficiencia de la matriz detectora de rayos X reduce la dosis del paciente, permite un tiempo de análisis más rápido, y mejora la calidad de la imagen incrementando la relación entre señal y ruido. El diseño de las matrices detectoras es especialmente crítico para la TC helicoidal. La eficiencia de detección total para las matrices de estado sólido es aproximadamente del 80%.
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SELECCIÓN DE TÉCNICA La principal ventaja de la TC helicoidal es la capacidad de analizar un volumen grande de anatomía en el tiempo en que el paciente aguanta la respiración una sola vez. Sin embargo, la capacidad de aguantar la respiración del paciente determina los parámetros de imagen seleccionados. El volumen de tejido analizado viene determinado por el tiempo de examen, el movimiento de la camilla, el factor de movimiento y la colimación.
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Tiempo de examen La mayoría de sistemas de adquisición de imágenes de TC helicoidal pueden trabajar hasta 60 s de forma continua. La mayoría de pacientes pueden aguantar la respiración hasta 40 s. Algunos pueden hacerlo sólo durante 20 s. Por lo tanto, si se requieren 45 s de imagen tal como se muestra en la Figura A, puede ser necesario saltear la imagen (Figura B) con un tiempo de 10 s entre rastreos para permitir que el paciente respire.
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TOMOGRAFÍA COMPUTARIZADA DE MÚLTIPLES CORTES (MULTICORTE o MULTIDETECTOR)
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A principios de la década de 1990 la compañía israelí Elscint introdujo una mejora en la TC helicoidal: el uso de dos matrices detectoras para producir dos cortes helicoidales en el tiempo en que previamente se producía solamente uno. Las ventajas eran obvias: analizar la misma anatomía en la mitad de tiempo o analizar el doble de anatomía en el mismo tiempo. La última ventaja resultó ser la más importante.
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La TCHMC representa la última evolución de la tomografía computarizada, permitiendo la adquisición de datos de forma casi tridimensional.
- La principal diferencia con el resto de TC de su generación, consiste en la transformación del sistema de detectores, ya que adquieren una forma matricial, con un número de más de 30.000 elementos dispuestos de una forma bidimensional.
Estos elementos poseen unas dimensiones mínimas que nos permiten una gran flexibilidad en los diferentes espesores de corte, es decir a menor tamaño de estos elementos nos permitirá realizar cortes mas finos y con ello reconstrucciones multiplanares más detalladas.
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- Otra diferencia del TCHMC con respecto al TC helicoidal simple es la capacidad de obtener cortes simultáneos, actualmente se pueden obtener hasta 64 cortes por giro, esto implica reducir aún más el tiempo de exploración.
La tecnología multicorte permite tiempos de rotación del tubo por debajo del segundo llegando a tiempos de hasta 0,3 seg.
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Hacia el final del milenio, todos los proveedores de TC habían producido y lanzado al mercado sistemas de adquisición de imágenes de TC de múltiples cortes.
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Hay dos características diferenciadoras principales de estos sistemas de adquisición de imágenes de TC de múltiples cortes.
- Por un lado, en vez de una matriz detectora, la TC de múltiples cortes requiere varias matrices detectoras paralelas que contienen miles de detectores individuales.
- Por otro lado, la activación de una matriz detectora tan grande para un análisis rápido de gran volumen requiere un ordenador muy rápido y de alta capacidad.
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En el TCHMC existen tres parámetros diferentes que conviene tener claros a la hora de efectuar cualquier estudio.
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1º.- Número de filas de detectores
Es la cantidad de filas de detectores que posee el equipo. Dependiendo de la casa comercial poseerán diferente número de filas, en al actualidad hasta un máximo de 64 filas de detectores, las cuales nosotros agruparemos de distintas formas, según el estudio a realizar.
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2º.- Número de canales de datos
El número de canales de datos que ofrece un equipo TC corresponde al número de cortes que pude obtener por cada rotación completa, es decir con un equipo de 16 canales, se podrá obtener/recoger información de 16 cortes como máximo en una rotacion completa, aunque posea el equipo un número mayor de filas de detectores.
El número de canales de datos es totalmente independiente del número de filas de detectores, aunque como se verá mas adelante, algunas casas comerciales hacen coincidir ambos. Es decir, en un TC de 4 canales se recoge información de hasta 4 cortes que se generen en una rotacion completa procedente de los detectores
Se puede apreciar un total de 24 filas de detectores, aunque solo podemos obtener información de 16 cortes al contar con 16 canales el equipo.
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3º.- Número de cortes
El número de cortes tiene una relación directa con el número de canales de datos. Nunca se podrá efectuar un número mayor de cortes que de canales de datos, aunque si menor.
Nosotros si podremos variar el número de cortes que queremos adquirir en cada rotación y su grosor.
- El grosor de corte viene dado por la colimación del haz de Rx
- El numero de corte viene dado por la conmutación de canales de datos y la combinación de filas de detectores.
En el esquema se puede apreciar que colimando el haz solo obtenemos tres cortes.
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DETECTORES SIMÉTRICOS: Tambien llamados matriciales, son aquellos detectores que tienen el mismo tamaño/grosor, es decir todos los detectores poseen las mismas dimensiones en relación a una longitud determinada del eje Z.
En el esquema se aprecia que existen 16 filas de detectores de 1,25 mm de grosor, en un equipo de 4 canales (representados por los cuatro cilindros de color naranja), se ha colimado el haz de Rx (en color morado) a 5 mm, la cobertura del eje z sera también de 5 mm, por tanto el grosor de cada corte o "colimacion de corte" es de 1,25 mm. Cada canal recoge la informacion de una fila de detectores.
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En este otro esquema referido al mismo equipo del ejemplo anterior, se ha colimado el haz de Rx a 10mm, obteniendo una cobertura del eje z de 10 mm también. Al ser un equipo de 4 canales, el grosor de corte será de 2,5 mm cada uno, recogiendo cada canal la información de dos filas de detectores. (grosor de fila de detectores 1,25 mm)
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En este ejemplo referido al mismo equipo cada canal recoge la información de 4 filas de detectores. Para ello se ha colimado el haz de rayos X a 20 mm, consiguiendo una cobertura del eje Z de 20 mm, obteniendose 4 cortes con un grosor de corte de 5 mm cada uno. Al ser un equipo de 16 filas de detectores de un tamaño de 1,25 mm cada uno. Cada canal recoge informacion de 4 detectores
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El problema que presenta los detectores simetricos o matriciales, es el efecto sombra en las filas de detectores de los extremos. Esto es debido a los tabiques laterales de los mismos, lo que conlleva a una menor relación S/R (señal-ruido) y a obtener un pitch limitado.
Efecto sombra producido por los tabiques entre detectores.
Los detectores externos son poco efectivos
Para solucionar este efecto sombra se crean los detectores asimétricos o adptativos.
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DETECTORES ASIMÉTRICOS. Tambien conocidos como adaptativos. Su tamaño no es homogéneo, presentan diferente anchura o grosor y ésta varía según en la posición donde se encuentre. Así pues los detectores centrales serán mas estrechos y a medida que nos alejamos hacia los extremos van aumentando su grosor. Con ello se consigue un menor efecto sombra, debido a que al tener mayor tamaño, reciben mas cantidad de radiación y con ello mas información.
Menor efecto sombra: los detectores externos son mas efectivos.
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Algunas casas comerciales utilizan los dos tipos de detectores conjuntamente denominándose “detectores híbridos”. Es decir utilizan un número determinado de detectores matriciales en las filas centrales y en ambos extremos tambien utilizan filas de detectores de igual tamaño entre si pero de mayor grosor que los centrales.
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cortesia: Siemens
EJE Z
DATOS RECOPILADOS POR EL DETECTOR (RAW DATA)
Para la reconstrución de las imágenes, tanto del monitor como la del paciente se divide en cuadrículas, utilizando un sistema de abscisas y ordenadas. Al conjunto se le donemina MATRIZ.
Matriz es un conjunto bidimensional formada por cuadriculas que componen la imagen. Cada uno de los pequeños cuadraditos se denomina PIXEL, que es la unidad de la matriz.
170
Cada uno de estos pequeños cuadraditos de la matriz, recibe el nombre de PIXEL: es decir, cada imagen radiologica de un paciente visualizada en un monitor, en su conjunto constituye la matriz y a su vez esta formada por pequeños trocitos de la imagen. Cada uno de esos trocitos es un pixel y cada pixel corresponde a una porcion del paciente al que se le ha realidad la imagen topografica.
170
Hasta ahora se ha considerado al paciente como si fuera un objeto plano con dos dimensiones. Pero el paciente tiene un espesor o volumen y para trabajar en TC habrá que determinar un espesor del corte que se quiere estudiar. Asi los cortes realizados por la TC tienen un grosor determinado, luego la matriz que está compuesta de píxeles tambien, debe ser expresada con un sistema de ejes tridimensional, en el que cada elemento será un tetraedro, y al cual se denomina VOXEL.
Desgraciadamente no es posible la representación tridimensional en el monitor de television de la TC
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La MATRIZ es la representación bidimensional de la pantalla de television de la TC. Así, la cara que presenta el VOXEL al observador que mira coincide con el PIXEL; pero el pixel tiene un valor de atenuación que tiene en cuenta al grosor del mismo (voxel), aunque no se vea en la pantalla de television.
Tecnicamente, el pixel que visualizamos corresponde a la representación bidimensional del voxel
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Cada píxel posee un valor numérico el cual se corresponde con un determinado valor de gris. Este valor es función de del coeficiente de atenuación lineal (μ) que ha experimentado el haz de rayos X al atravesar ese punto en concreto desde las diferentes proyecciones angulares.
170
Cada pixel aparece en el monitor de vídeo con un nivel de brillo y en la imagen fotográfica como un nivel de densidad óptica. El pixel es una representación bidimensional, del correspondiente volumen de tejido, denominado VOXEL (volume element o elemento de volumen); es decir, es un pixel tridimensional.
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En los escaneres actuales se utilizan matrices de 1024 cuadriculas por 1024 cuadriculas (1.024 x 1.024). También trabajamos con matrices de 256x256 para los equipos de 2a y 3a generación y de 512x512 en equipos de 3a generación.
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En una matriz de 512, el número de elementos será de 262.144.
Elemento de área PIXEL
Grosor de corte
Elemento de volumen VOXEL
180
Valor de atenuación
El Numero de TC es una medida de la densidad radiografica en el voxel referenciado a la densidad del agua. Se relaciona con el coeficiente de atenuación lineal Se expresa en unidades Hounsfield (UH). Todos los valores de densidad, se normalizan teniendo como referencia el agua y se representan dentro de una escala de grises. El valor de máxima densidad (+ 1000 UH) se corresponde con el color blanco que equivale a la densidad metal o de hueso compacto y el valor de menor densidad (- 1000 UH) se corresponde con el color negro que equivale a la densidad aire.
1000 UH
- 1000 UH
0 UH
agua
grasa
pulmon
AIRE
METAL
sangre
hueso
musculo
HIPODENSO
HIPERDENSO
ISODENSO
181
179
1000 UH
- 1000 UH
0 UH
agua
grasa
pulmon
AIRE
METAL
sangre
hueso
musculo
HIPODENSO
HIPERDENSO
ISODENSO
Si número de TC de cualquier cosa (tejido) que atenue MAS Rx que el agua, el nº será MAYOR de zero Si el número de TC de cualquier cosa (tejido) que atenue MENOS Rx que el agua, el nº será MENOR de zero
184
μ: simboliza al coeficiente de atenuación lineal k: es una constante que determina el factor de escala para el rango de números de TC. Cuando k tiene el valor de 1000, los números de TC son Unidades Hounsfield.
182
Cuando la absorción de rayos X aumenta, también lo hacen las UH y más brillante es el píxel correspondiente en el monitor o en la placa de TC. Aquí hay algunos números de atenuación típicos (en UH):
- El agua es O
- El aire posee entre - 800 y -1000 UH
- El hígado, riñones, páncreas, etc.; se encuentran entre 40 y 70 UH.
- El hueso, 800 UH y más
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256 sombras de grey
La pantalla de una computadora convencional es capaz de mostrar 256 (sog) tonos de grises distintos en una imagen de TC. Pero nuestro ojo sólo es capaz de diferenciar un 6% de toda la escala de grises.
El ser humano solo diferencia un 6% de los tonos de grises por lo que:
- 6% = 100/6 =17 (sog) tonos de grises distintos
Se usan 2000 UH en las imágenes de TC para ver en una pantalla ¿cuantas unidades UH por tono de gris hay ?
- Eso equivale a 2000/256 = 8 UH/sog
Al diferenciar solo 17 tonos de grises diferentes
- (256 tonos de gris /17 ) x 8 UH lo que significa que los tejidos deben tener diferencias de densidad entorno a 120 UH. Si trabajamos con las 2000 UH a la vez en una imagen es complejo detectar una diferencia de densidad entre los tejidos y por tanto no es útil
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hay un amplio rango de densidades (-900 a +800) pero en esta imagen solo estamos interesa un rango bastante pequeño (8 a 70) y para el área de la hemorragia para ver pequeños cambios en la densidad para ver posibles isquemias
-900
27
40
70
La imagen muestra una ventana cerebral tipica, pero como la veriamos si trabajaramos con las 2000 UH....
800
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RANGO DE ANCHO DE VENTANA DE TAC (WW)
Para poder trabajar las imagenes y observar todas los tonos de grises que hay entre el blanco y el negro, puedo buscar :
- Ampliar el rango de densidades entre los tejidos = ANCHO DE VENTANA AMPLIO
- ex: VENTANA PULMON: interesa examinar vasos y espacio aereo que tienen densidades muy distintas
- ex: VENTANA HUESO: interesa estudiar hueso cortical y el trabecular que poseen densidades muy distintas
Disminucion del contraste
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- Reducir el rango de densidades por estar trabajando con tejidos que tienen valores cercanos, excluyendo a todos los demas = ANCHO DE VENTANA ESTRECHO
- ex3: VENTANA CEREBRAL: interesa estudiar estructuras adyacentes que tienen una densidad muy parecida (sust gris y blanca)
aumento del contraste
188
Ventana tejido blando
- ventana estrecha (ww)
- no valoro parenquima pulmonar
- valoro mediastino
Ventana pulmonar
- Ventana ancha (ww)
- valoro parenquima pulmonar
- no valoro medistino
Ventana ósea
- Ventana ancha
- puedo valorar hueso
- valoro mas estructuras
190
NIVEL DE VENTANA DE TAC (WL)
Controla el centrado dentro de la escala de grises del corte a estudiar
resumiendo:
Con el ancho de ventana (W) seleccionamos aquellos tejidos con densidades parecidas o si intersa estudiar tejidos con densidades muy diferentes. Comparo
Con el nivel de ventana (L) seleccionamos aquellas densidades que permiten ver con detalle estructuras que presentan alta densidad o baja densidad. Selecciono
Se trabaja combinando el ancho de ventana (W) el cual describe el rango de numero CT mostrados y el nivel de ventana (L) el cual describe el número CT donde se centra ese rango
188
Informacion estudio
- (W) : rango ancho de ventana de TAC
- (L): nivel de ventana
cualquier ventana de tejido (pulmonar, osera, cerebral, tejidos blando) es en realidad una combinacion de estos dos valores (WW y LW).
190
Ex: estudio parenquima pulmones Vs huesos
188
WL: 350
WL: -600
Center
750
750
Se trabaja combinando el ancho de ventana (W) el cual describre el rango de numero CT mostrados y el nivel de ventana (L) el cual describe el número Ct donde se centra ese rango
WW: 1500
WL: 350
-400 UH
+1100 UH
WL: -600
-1350 UH
+150 UH
Rango de ventana : ancho
Con el nivel de ventana nos preguntamos si estamos viendo estructuras de alta o densidad o baja densidad
W: 70
L: 40
70
- 1000
+1000
40
<5
W: 90
L: 68
90
- 1000
+1000
68
+113
+23
191
W: 1500
L: -700
1500
- 1000
+1000
-700
-1450
+113
W: 400
L: 40
400
- 1000
+1000
40
-160
+240
191
W: 2000
L: 300
2000
- 1000
+1000
300
-700
+1300
191
¿Cuál es la diferencia básica entre una ventana estrecha o ancha? Con una ventana estrecha es posible ver mayor cantidad de detalles, pero se reduce el campo de visión. (Ejemplo echemos un vistazo a su alrededor de la clase representa una ventana de visión ancha o grande, Tomemos un trozo de papel grande y hágale un pequeño orificio y miremos de nuevo a su alrededor a través de él -ventana estrecha o pequeña"). Con la ventana ancha tendremos una perspectiva de lo que está ocurriendo fuera "como cuánta gente hay en la calle- . Para lograr una vista panorámica, será necesario utilizar una ventana ancha "O más ancha", por el contrario, para los estudios en detalle, se elegirá una ventana estrecha.
192
Además de la elección de una ventana de distinta anchura, también es posible variar la situación del centro de la ventana. La ventana es el intervalo de densidades estudiadas y puede situarse en cualquier lugar del espectro de atenuación. Pueden estudiarse los tejidos de partes blandas -con «ventana de partes blandas»-, - o las estructuras pulmonares, utilizando una «ventana de pulmón»-.
193
tomografía computarizada de doble energia
La tomografía de doble energia fue ntroducida comercialmente por Siemens (Somaton Definition DS). Este escáner contaba con dos fuentes de rayos X y sus respectivos multidetectores. DSCT (Dual Source CT) Ambas fuentes se encuentran desfasadas 90 grados, una con respecto a la otra.
DSCT, Siemens Somaton Definition. Vista externa. Vista interna. detectores es más pequeño, lo que implica un menor FOV.
El FOV de la primera fuente es 50 cm, mientras el FOV de la segunda es 26 cm. Como es evidente, al utilizar ambos tubos de rayos X simultáneamente, no hay problemas de registro de las imágenes y, más importante aún, las proyecciones sobre un objeto pueden tomarse de manera más rápida, lo que beneficia aplicaciones cardíacas y otras donde se requiere alta resolución temporal. Adicionalmente, dos fuentes de rayos X, han permitido tener potencia suficiente para tomar imágenes adecuadas de pacientes obesos, que, de otra manera, no podrían beneficiarse del diagnóstico por tomografía
Representación esquemática de un escáner de tomografía computarizada de doble fuente (TCDF) que utiliza dos tubos y sus dos correspondientes detectores en ángulo de 90°. Un escáner de este tipo proporciona una resolución temporal equivalente a un cuarto del tiempo de rotación del gantry, independiente de la frecuencia cardíaca del paciente.
El DSCT alcanza tiempos de adquisición de hasta 83 ms, con lo cual hace posible tomar imágenes del corazón sin necesidad de utilizar beta bloqueadores, en pacientes con ritmos cardíacos elevados (p.ej. 100 latidos por minuto o más), logrando altos niveles de detalle de las arterias coronarias, las válvulas cardíacas y el miocardio, de gran valor clínico. La resolución temporal se logra, porque cada rotación del gantry toma 333 ms. Es conocido, además, que con sólo barrer 180 grados es posible adquirir la información necesaria para la reconstrucción, lo que reduce el tiempo hasta 166 ms. Y finalmente, dado que se cuenta con dos fuentes de rayos X, el tiempo se reduce hasta 83 ms.
Diversos estudios señalan que la dosis de radiación utilizando el DSCT (Somaton Definition, 64 canales) puede reducirse hasta ser equivalente a la que se obtienen por tomografía multidetector de única fuente, para estudios de angiografía por CT.Esto es posible gracias a la aplicación de estrategias para la reducción de la dosis, que incluyen:
- el filtro bowtie (que atenúa severamente los rayos X que recaen sobre zonas fuera del FOV),
- técnicas de reducción de ruido adaptativas,
- pitch variable de acuerdo con la frecuencia cardíaca, y
- modulación de la corriente en el tubo de rayos X.
El estudio mostró que en condiciones ideales (donde no hay movimiento del paciente y se asume periodicidad del ritmo cardíaco), se alcanzan reducciones hasta del 50% de dosis de radiación.
tomografía computarizada de doble energia
La tomografía de doble energía DECT (Dual-Energy CT), es una técnica que emplea kilovoltajes que oscilan entre 70-150 kV y se basa en la diferencia de absorción de bajas y altas energías de radiacionpor parte de ciertos materiales. Cuando se emplea una única energía, se obtienen valores reproducibles de atenuación para diferentes tejidos, mientras que cuando se emplean distintas energías, se encuentran diferencias notables en la atenuación de los distintos niveles energeticos del haz de rayos X, que variarán en funcion de la composición química de cada uno de dichos elementos, obteniendose información de la composición tisular además de la anatómica.
El TC de energía unica adquiere las imágenes con una energia entre 80 y 120 kVp, para optimizar el equilibrio entre contraste y ruido. Con la TCDE, las imagenes se adquieren con dos espectros de energia diferentes: bajo (80 - 100 kVp) y alto (140-150 kVp). La diferente atenuacion de los materiales con números atómicos altos expuestos a bajo kilovoltaje es aprovechada por la TCDE para obtner informacion adicional.
TIPOS DE TCDE:
Para obtener las dos energías en DECT, se tienen varias posibilidades: (1) TC de fuente única (2) TC de doble fuente (DSCT).
http://zl.elsevier.es/es/revista/radiologia-119/la-tomografia-computarizada-doble-energia-para-que-90208015-radiologia-hoy-2013
Tc DE doble fuente:
Cuenta con dos tubos de rayos X y dos sitetmas de detectores montados perpendicularmente en un gantry. La ventaja es que la corriente del tubo (miliamperios) se puede ajustar por separado, lo que implica un nivel de ruido similar en los 2 conjuntos de datos. Los tubos funcionan a diferentes voltajes (80 kV y 150 kV)
El tubo de 80 kV utiliza una corriente 4-5 veces mayor que el de 150 kV. Los últimos equipos incorporan un filtro de estaño en el tubo de alta energía que permite eliminar los fotones de baja energía del haz de rayos X, así se reduce la radiación y se consigue un mejor análisis espectral.
Tc DE fuente única:
Exsiten tres sistemas diferentes de generacion de los dos niveles energéticos.
a. Conmutación rápida del kilovoltaje Consta de un solo tubo y un unica fila de detectores. Durante el giro, el tubo va modulando rápidamente la tensión, produciendo de forma alternativa espectros de baja y alta energía. (80/140 kV) La ventaja es que puede realizarse con menor coste, ya que solo necesita un tubo. Desventaja: la separación espectral es peor y puede ser difícil cambiar la corriente del tubo, dando lugar a un alto nivel de ruido en las imágenes de baja energía.
b. doble haz Consta de una única fuente de de rayos X pero cuenta con un filtro (split filter) de oro y estaño con el que divide el haz de fotones adquieriendo de esta forma datos de alta y baja energia simultáneamente. Espectros de energía. (80/150 kV)
c. Detectores sándwich o multicapa Cuenta con un tubo de rayos X que emite un voltaje constante de 120kV. La energia dual deriva de dos capas de detectores superpuésta: la superior absorbe los fotones de baja energía y la inferior absorbe los de alta energia. La ventaja es que solo necesita el tubo estándar; la desventaja es que la diferencia entre los espectros de rayos X es menor.
Aplicaciones clínicas de la energía dual
La caracterización de las litiasis urinarias: La identificiación del componente principal de las litiasis renales (acido urico Vs no acido urico) es esencial para establecer el tratamiento. La litiasis que no contienen ac. urico presentan elementos pesados (calcio), mostrando mayor atenuacion a niveles bajos de energia (80 kV). Este tipo de litiaiss se representa de color azul en las reconstrucciones con software de descomposición de materiales. Las de ac. urico presentan elementos ligeros (hidrogeno) y mayor atenuación a niveles altos de energia (140kV). En las reconstruciones aparecen codificadas en rojo
Imagen de TCED sin contraste, en la que se observa una litiasis en el uréter que condiciona hidronefrosis y, otros cálculos en el grupo calicial inferior. En el posprocesado los cálculos se colorean en rojo, lo que indica que son de ácido úrico. Obsérvese como el calcio del hueso y de la pared aórtica se colorean en azul.
Estudio de masas renales: Imagen de TCED realizada directamente con contraste intravenoso (A) donde se observan 2 lesiones renales. La de mayor tamaño corresponde a un quiste simple. La de menor tamaño no puede caracterizarse correctamente. En el posprocesado «sin contraste virtual» se observa que se trata de una lesión hiperdensa (B) y en el mapa de yodo la lesión no presenta realce (C) por lo que se trata de un quiste hemorrágico (flecha).
Diagnostico diferencial de masas renales: TCDE aporta informacion adicional para caracterizar las lesiones renales. Los mapas d yodo y las imagenes monocromáticas de baja energia mejoran el contraste entre el tumor y el parenquima sano. El diagnóstico. diferencial principal del carcinoma renal son los quistes hiperdensos.
ENERGIA DUAL Y RADIACION:
La TCED permite prescindir del estudio inicial basal sin contraste en aquellos protocolos que así lo requieren, porque tienen una calidad similar al estudio sin contraste convencional. Por lo tanto, puede disminuir la dosis de radiación. (Hay estudios que establecen que se puede llegar a reducir la dosis entre un 30-60%, dependiendo del protocolo empleado. Aunque no está reflejado en la bibliografía, los estudios de ED con equipos de doble fuente no incrementan la dosis de radiación con respecto a un estudio convencional. Probablemente en esto influya el filtro de estaño que absorbe los fotones de menor energía del tubo que utiliza mayor radiación, lo que en conjunto hace que no aumente la dosis de radiación total).
LIMITACIONES DE LA ENERGIA DUAL:
Una de sus principales desventajas es que A. No se puedan diferenciar más elementos. Cuando se consiga realizar una separación espectral más amplia será posible distinguir otros cálculos urinarios distintos a los de ácido úrico y calcio. Algo similar ocurre con los componentes de la placa de ateroma, donde solo es capaz de diferenciar el calcio. B. El número de imágenes generadas triplica las de un estudio convencional, lo que representa un problema de almacenamiento para los sistemas informáticos y, una mayor carga de trabajo para el radiólogo.
C. los artefactos. En los pacientes obesos, el ruido de la imagen puede ser tan elevado que dificulte la identificación de las lesiones asi como el análisis y la caracterización. En general, los sujetos con un índice de masa corporal alto (endomorfos)no son buenos candidatos para la ED. También los mapas de yodo pueden presentar importantes artefactos generados por el mal uso de la inyección de contraste. Probablemente se desarrollen nuevos protocolos que mejoren el uso del contraste y disminuyan estos artefactos. D. El alto coste de los equipos que ya han salido al mercado es otro gran inconveniente para implantar esta nueva tecnología.
tomografía de multiples detectores y resoluciones temporal:
La adquisición de imágenes a mayor velocidad, y con ello una mejor resolución temporal, ha sido una de las motivaciones más significativas que ha guiado el progreso de la tomografía computarizada. Esto se refleja no sólo con el desarrollo de la tomografía helicoidal y la rápida aceptación que esta técnica tuvo, sino también con la tomografía de múltiples detectores MDCT. En muy pocos años, el número de detectores ha aumentado considerablemente, (asi tenemos el tomógrafo de 320 detectores (Aquilion ONE, Toshiba Medical Systems, Otawara, Japón))
La MDCT (TC multidetector), ha permitido un avance muy significativo en la RESOLUCION TEMPORAL de la adquisición de las imágenes, que se refleja en una mejor fidelidad de las mismas, especialmente:
- para visualizar órganos, como el corazón, que se encuentran en constante movimiento
- para seguir el flujo del medio de contraste en aplicaciones de angiografía por tomografía computarizada.
El escáner MDCT de 320 detectores, por ejemplo, cubre una longitud en el eje z de 16 cm (320 x 0,5 mm), que es suficiente para tomar una imagen del corazón en una sola rotación del gantry.
Esto minimiza errores producto del artefacto de movimiento y facilita el alcance de alta resolución espacial (de hasta 0,5 mm), en los tres ejes; e incluso elimina la necesidad del movimiento de la camilla, como es usualmente realizado en tomografía helicoidal
VENTAJA: aumento de la RESOLUCION TEMPORAL, permite: 1. tomar imágenes de otros órganos o estructuras en movimiento. 2. realizar de estudios funcionales, en estudios con medios de contraste, tales como análisis de la filtración glomerular de los riñones (que son el medio mas utilizado usualmente para la eliminación del medio de contraste), así como la perfusión de diferentes órganos. INCONVENIENTE: es importante recordar que aunque la MDCT permite reconstruir los datos con mejor resolución espacial, esto viene con el costo de una mayor dosis de radiación en el paciente, en especial cuando se desea alta resolución en z (<3 mm).
DISTRIBUCIÓN DEL EQUIPO DE TAC EN EL SERVICIO DE RADIOLOGÍA Las unidades de TAC de las primeras generaciones se disponían en 4 salas:
- Sala de exploración,
- sala del ordenador,
- sala de mandos y
- sala de análisis e interpretación de resultados.
229
En los TAC actuales de giro continuo, esta distribución por salas se reduce a 3 y en la mayoría de los casos a 2, que serían:
- La sala de exploración
- La sala de control (o de mandos)
230
231
Sala de exploración Es la sala donde se realiza el estudio y donde permanece el paciente durante toda la exploración. Es la más grande de todas, ya que los elementos incluidos en ella son de gran tamaño. Como en esta sala permanecerá el paciente durante todo el tiempo que dure la exploración (en casos de intervencionismo con TAC puede ser de una hora o más) es conveniente que el diseño, la distribución y la colocación de los elementos, así como los colores de las paredes y techos estén pensados para ofrecer la mejor sensación de tranquilidad y confianza para el paciente.
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Desde la sala de control debe poder visualizarse la sala de exploración para prevenir cualquier problema con la mayor brevedad posible. Esto se consigue con una mampara de cristal plomado que se encuentra separando ambas salas y permite la observación directa a través de ella. En algunas unidades existen además cámaras de circuito cerrado que están estratégicamente colocadas enfocando los sitios más inaccesibles.
233
Los elementos que encontraremos en esta sala son:
- El gantry con el bloque tubo-detectores y el sistema mecánico que lo mueve. Tiene un indicador numérico que muestra la angulación que le podemos dar a los cortes. Dentro del gantry también están los filtros y colimadores del haz de RX, así como los sistemas de refrigeración.
- La camilla que contiene un sistema transportador para desplazar al paciente hacia el plano deseado. Esta mesa baja para acoger al paciente y luego sube hasta que coincide con la altura del centro del gantry.
- El generador puede estar colocado en esta sala o en la sala del ordenador. A veces está incluido dentro del propio gantry, que evita la complejidad del cableado.
235
Sala de control o sala de mandos Es la sala donde se encuentra el personal técnico que va a realizar la exploración. Se encuentra comunicada con la anterior no solo visualmente (ventana de vidrio plomado) sino que también existe un interfono que permite hablar con el paciente. Debe poseer un sistema de control térmico que evite un exceso de temperaturas que pueden dañar el ordenador. Desde la consola de control, el técnico controla todos los procesos del TAC, tanto los elementos de la sala de exploración (Gantry y camilla), como los programas de archivo y trabajo incluidos en el ordenador que permiten obtener las imágenes, almacenarlas, manipularlas y realizar todas las operaciones de tratamiento de las imágenes obtenidas.
236
237
Actualmente se compone de los siguientes elementos: 1. Consola de control o pupitre de mandos, que es el accesorio fundamental de esta sala. Y a su vez, posee lo siguiente:
- Monitores de TV (son generalmente 2): uno de diálogo con el ordenador, en el que se introducen los datos necesarios de la exploración y otro en el que van apareciendo las imágenes que se van obteniendo.
- Una regleta de funciones y programas establecidos, con la que se tiene acceso a una serie de programas estándar de las exploraciones más usadas en cada equipo, así como los controles utilizados casi continuamente a lo largo de las secciones de trabajo.
- Potenciómetros: es la unidad de selección del centro o nivel de ventana y de la amplitud de la misma.
- Pulsador de disparo de la exposición
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- Pulsador de emergencia, que una vez activado produce el bloqueo total del equipo. Se usa para los casos raros en que es necesario, por las condiciones del paciente o por requerimientos técnicos, una interrupción de todas las operaciones mecánicas del explorador. Normalmente suele haber otro situado en la sala de exploración.
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2. Ordenador, con los últimos avances informáticos y no necesita condiciones especiales de humedad y temperatura. Posee además, una gran capacidad de archivo, con una reducción de tamaño, lo que permite que se acople en cualquier rincón de esta sala. 3. Unidades de archivo y almacenamiento. 4. Cámaras reveladoras (o impresoras láser)
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Estudio de masas renales: Imagen de TCED realizada directamente con contraste intravenoso (A) donde se observan 2 lesiones renales. La de mayor tamaño corresponde a un quiste simple. La de menor tamaño no puede caracterizarse correctamente. En el posprocesado «sin contraste virtual» se observa que se trata de una lesión hiperdensa (B) y en el mapa de yodo la lesión no presenta realce (C) por lo que se trata de un quiste hemorrágico (flecha).
NO T 1. TC PRINCIPIOS
Santi
Created on September 13, 2024
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TOMOGRAFÍA AXIAL COMPUTARIZADA (T.C.)
TOMOGRAFÍA AXIAL
Es una técnica de imagen radiológica que proporciona la representación gráfica mediante ordenador, de un corte o sección, generalmente en el plano axial.
Esta imagen se consigue obteniendo múltiples valores de atenuación desde distintos ángulos alrededor del paciente, y posteriormente mediante un cálculo matemático se reconstruye la imagen.
Actualmente también es conocida como T.C. (tomografía computarizada) o Escáner (termino en inglés).
Sir Godfrey Hounsfield (1919-2004) revolucionó la medicina con el descubrimiento de la tomografía computarizada. Para muchos fue el mejor invento del siglo XX, y lo hizo merecedor de un premio Nobel de medicina en el año 1979.
Existe un antes y un después de la creación de la tomografía computarizada, esta contribuyó a la visión de la anatomía de una forma muy diferente a la que hasta el momento se tenía.
Hasta la fecha la radiología era la principal herramienta de diagnóstico por imagen, pero tenía numerosas limitaciones: a.- No se puede representar en dos dimensiones, toda la información contenida en un objeto que posee tres, quedando las diferentes estructuras superpuestas. b.- Otra de las grandes limitaciones de la radiología convencional es que solo es capaz de discriminar entre tejidos de densidad muy diferente, como son: aire, grasa, agua, calcio, metal.
Radiografía convencional
Limitaciones:
PLACA RADIOGRÁFICA
PLACA RADIOGRÁFICA
FUENTE
PACIENTE
Radiografía convencional
PLACA RADIOGRÁFICA
PLACA RADIOGRÁFICA
FUENTE
PACIENTE
El gran cambio que introduce el escáner es: que puede medir la atenuación del haz de rayos X cuando pasa a través de secciones del cuerpo y lo hace desde cientos de ángulos diferentes, con todos estos datos las computadoras son capaces de representar imágenes del interior del cuerpo.
Este concepto ya fue estudiada por un físico sudafricano, Allan Cormack, en los años 1963 y 1964, pero sus estudios no tuvieron un resultado práctico, aunque compartió el premio Nobel con Hounsfield.
Curiosamente ninguno de los dos eran médicos, aunque obtuvieron el Nobel en medicina.
10
Sir Godfrey Hounsfield desarrolló un prototipo y construyó el primer equipo de TC para uso clínico. Los primeros resultados se publicaron en la primavera de 1972. Procesos patológicos que solo se podían demostrar de una forma indirecta, ahora se podían demostrar de una forma directa.
Primer prototipo de escáner clínico para cerebro instalado en el Hospital Atkinson Morley´s. Londres.
11
El primer estudio con un paciente vivo fue realizado en octubre del 1971. Fue llevado a cabo con un prototipo de escáner para cerebro. Se tardo 4 minutos en realizar un solo corte del cerebro, estas imágenes tardaron 2 días en reconstruirse.
Prototipos del primer tomógrafo computarizado.
Primera imagen clínica obtenida con tomógrafo computado prototipo.
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Imagen de la primera tomografía computarizada (TAC) obtenida con el EMI scanner en 1971, demostrándose varias metástasis cerebrales.
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El primer escáner se instaló en el hospital de Morley de Inglaterra en 1972, construido por la casa EMI. A partir de este momento sería vertiginoso el aumento de estos equipos por todo el mundo.
14
Principio Basico
La TC es una técnica diagnóstica basada en los mismos fundamentos físicos que la radiología convencional y la fluoroscopía, es decir, los Rx se atenúan al atravesar la materia y lo hacen de diferente forma en función de su densidad.
La TC obtiene la imagen diagnóstica a través de: las medidas de atenuación obtenidas al hacer que un haz de Rx atraviese un objeto y por tanto la intensidad del haz emergente, es medida mediante un sistema de detectores.
Las mediciones son recibidas por un potente ordenador que calcula la cantidad de dosis que ha sido absorbida analizándola por medio de un logaritmo matemático transmitiéndola a un monitor de televisión donde finalmente se representan las reconstrucciones en forma de imagen.
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EVOLUCIÓN DE LA TC Desde los principios de la TC hasta la actualidad los equipos han evolucionado de una forma vertiginosa. En este proceso evolutivo podemos distinguir diferentes tipos de equipos dependiendo del sistema mecánico y de la disposición tanto del tubo como de los detectores.
18
EQUIPOS DE 1ª GENERACIÓN (TRANSLACIÓN-ROTACIÓN). El funcionamiento se basa en un tubo de Rx y un detector acoplado de forma fija.
Lento y tiempo de barrido de 4 - 5 mintuos
El prototipo inicial de TC utilizaba un único haz de rayos X de morfología lineal (haz en lápiz) que era recogido por un único detector
El tubo y el detector no giraban alrededor del paciente con un movimiento de rotación continuo.
El equipo realizaba primero un movimiento de traslación horizontal del sistema tubo-detector obteniendo varias proyecciones en un único eje, para luego realizar un movimiento de rotación de todo el sistema. El incremento de giro era de 1º.
19
Primera generación: Rayos paralelos (colimados)
FUENTE
DETECTOR
TRASLACIÓN-ROTACIÓN
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Primera generación: Rayos paralelos
FUENTE
DETECTOR
TRASLACIÓN-ROTACIÓN
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Primera generación: Rayos paralelos
FUENTE
DETECTOR
TRASLACIÓN-ROTACIÓN
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TC de 2ª Generación:
Continuan siendo equipos con movimientos separados de traslación y rotación.
La diferencia con la 1ª generació: usan varios haces lineales de rayos X y cada uno es recogido por un detector indipendiente.
Los haces de rayos X juntos forman un abanico y hay una única fila de detectores (entre 10 y 30).
Un equipo con tres haces, con una inclinación de 1º entre cada uno, en un movimiento de traslación obtendrá las proyecciones correspondientes a 0º, 1º y 2º. En la siguiente rotación, obtendrá las proyecciones 3º, 4º y 5º. Se reduce el número de rotaciones que realiza el equipo y el tiempo de adquisición del estudio.
inconveniente: aumentaba la radiación dispersa.
25
TC de 3ª Generación (1975):
Se desarrolla el movimiento de rotación continuo sincrónico del tubo y los detectores sin movimiento de traslacion
Se ensanchó el haz de rayos X hasta transformarlo en un haz con morfología de abanico que abarca a todo el paciente y es recogido por una hilera de detectores con forma de arco de circunferencia.
El número de detectores ha aumentado desde los 250 utilizados inicialmente hasta los aproximadamente 750 de un equipo moderno.
La fila de detectores es de forma curva.
28
Una de las principales desventajas de los sistemas de imagen de TC de tercera generación es la aparición ocasional de artefactos en anillo. Cuando un detector o banco de detectores no funciona, la señal adquirida o su ausencia ocasiona un anillo en la imagen reconstruida. Las correcciones del software en los algoritmos de reconstrucción de la imagen minimizan estos artefactos.
32
TC de 4ª Generación (1976 -1987):
Se coloca una circunferencia completa de detectores fijos alrededor del gantry y sólo se desplaza el tubo de Rx, girando alrededor del paciente. Al ser el anillo de detectores fijo, el tubo puede girar a mayor velocidad, lo que conlleva una disminución en el tiempo de exploración.
El desarrollo de nueva tecnología, como fueron los equipos multidetector, llevó a abandonar estos equpos por el alto coste que tendría la colocación de múltiples anillos de detectores de 360 grados en los equipos multidetector.
34
TC secuencial frente al helicoidal. (anillo deslizante)
La limitación de las TC era el tiempo necesario para realizar un estudio completo. Tras una rotación de 360º, los cables que conectaban los componentes (tubo y detector) debían detenerse y rotar en dirección inversa para adquirir una nueva imagen. El proceso podía demorar hasta 8-10 segundos por corte.
Para eliminar este retraso, se desarrolló un sistema de rotación continua de tubo y detectores. La solución técnica implementada fue un anillo deslizante, que transmite corriente a los elementos rotantes sin conexiones fijas, similar al sistema usado en coches de choque.
39
Esta forma de obtener un estudio se denomina Escaneo secuencial. La adquisición de cada corte axial se realiza con la mesa parada; luego, la mesa avanza y el tubo mas los detectores giran nuevamente para adquirir un nuevo corte.
39
TC secuencial frente al helicoidal. (anillo deslizante)
Con el tiempo se diseñaron nuevos sistemas con velocidades de giro más rápidas. El tubo y los detectores giran a la vez que la mesa se desplaza, de tal manera que la forma geométrica obtenida por la rotación del tubo alrededor del paciente es una hélice o espiral.
A estos estudios se conocen como Escaneo helicoidal. La principal ventaja es que se elimina el tiempo de desplazamiento de la mesa entre corte y corte, reduciéndose el tiempo total de adquisición, permitiendo optimizar el contraste intravenoso y obtener estudios dinámicos.
39
TC multidetector
Es una mejora en el sistema de detectores. En los equipos clásicos hay un tubo y una hilera de detectores que recogen la información de un haz en forma de abanico.
El siguiente paso en la configuración de los detectores es ir añadiendo sucesivas hileras de detectores en el eje Z (es decir, de la cabeza a los pies del paciente), lo que permite, con un único giro del tubo, obtener varios cortes de forma simultánea (tantos como hileras de detectores).
39
Estos TC pueden ser de 4, 16, 32, 64, etc. en función del número de hileras de detectores de que dispongan.
Los últimos avances mejoran la capacidad del TC para diferenciar distintas sustancias. Hoy en el mercado hay equipos de doble energía que ademas de obtener imagenes tradicionales permiten distinguir entre diferentes componentes
39
COMPONENTES DE LOS EQUIPOS DE TOMOGRAFÍA COMPUTARIZADA
Sea cual sea el tipo de escáner que se utilice, todos los EQUIPOS de tomografía axial computada están compuestos básicamente por tres grandes módulos o bloques, estos son: el gantry, la mesa o camilla movil y el sistema informatico (ordenador).
45
1. GANTRY Es la estructura redonda en cuyo interior se aloja los disntintos componentes para la adquisicon de los datos de la imagen Incluye los siguientes elementos:
Los componentes van montados sobre un soporte giratorio que permite la rotación para la adquisición de la imagen. Sobre este soporte rotan el tubo de rayos X , los detectores y el sistema de refrigeracion, el sistema de adquision de datos y los colimadores.
47
Algunos equipos todavia llevan en el sistema de rotacion un pequeño generador de energía para el tubo, sin embargo los equipos modernos lo han eliminado y éste se situa fuera del gantry ya que el suministro electrico se lleva a cabo por el sistema de anillos deslizantes como se comentó anteriormente
La transmision de los datos desde el gantry hasta el sistema informatico se lleva a acabo meidante tecnologia inhalabrica
47
1.2.- TUBO DE RX.- El principio por el que funciona es el mismo que el de la radiologia convencional pero con alguna peculiaridad.
La principal limitacion de los tubos de TC es la temperatura.
Los tubos de TC en un estudio pueden estar emitiendo radiacion durante unos 30 segundos. Por ello la principal caracteristica de estos tubos:
51
Otras características de los tubos de Rx
53
Para disipar el calor al que es sometido el ánodo:
54
- La mayoría utilizan rotores de alta velocidad para disipar mejor el calor.
La experiencia ha demostrado que el fallo en el tubo de rayos X es la principal causa de avería de los sistemas de imagen de TC y su principal limitación en la frecuencia secuencial de imágenes.55
TUBO DE RAYOS-X STRATON DE LOS TOMOGRAFOS MODERNOS. Hoy en día hay mejoras en el diseño de los tubos de rayos X de tc Los tubos convencionales de rayos X, poseen una carcasa que a su vez contiene un aceite que permite la refrigeración del ánodo rotatorio. Esto conlleva a una pobre disipación de calor entre el ánodo y el aceite refrigerante, debido a la interfase vacío/aceite que hay. La manera de compensar esta ineficiente disipación de calor sería aumentando el tamaño del ánodo giratorio, de manera que este tenga una mayor capacidad calórica. En lugar de eso, las compañías como Siemens idearon un moderno tubo de rayos X, un tanto diferente al modelo convencional, al que denominaron STRATON.
57
Este innovador sistema disipa el calor mejor ya que:
58
1.3.- COLIMADORES. Son aquellos medios tecnicos que se emplean para diafragmar el haz de radiación X En general en la TAC es necesario utilizar la colimación por las mismas razones por las que se usa en radiologia convencional y que son:
59
En los equipos actuales de TC existen dos colimadores: prepaciente y pospaciente. El colimador prepaciente se localiza cerca del tubo de rayos X, antes de que el haz llegue al paciente. Tiene un componente movil que permite establecer el grosor del haz en el eje Z y por lo tanto va a determinar el espesor de corte minimo con el que se podrán reconstruir las imagenes
Determina:
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Esta formado por varias laminas, para conseguir un haz de Rx casi paralelo. Dando un haz de grosor muy fino y en forma de abanico. Si este colimador esta mal ajustado sera responsable de la mayor parte de la dosis innecesaria que recibe un paciente durante la exploracion de TAC
En los equipos multidetector actuales, el grosor del haz se corresponde con el número de detectores activos por el grosor de la fila.
Por ejemplo:
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El colimador pospaciente se localiza inmediatamente antes de los detectores y su principal función es reducir la radiacion dispersa que llega a cada detector a partir de los haces de rayos que van destinados a los detectores contiguos. En los equipos de una sola fila de detectores es este colimador el que marca el grosor de corte.
Se coloca en la matriz de detectores, de tal forma que siempre habrá el mismo numero de colimadores que de detectores, ya que cada detector tiene asignado su colimador y su alineameinto debe ser muy preciso para poder obtener una imagen de calidad.
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1.4.- DETECTORES. Los equipos actuales utilizan detectores sólidos capaces de absorber practicamente el 100% de la radiación que les llega. Antes se usaban detectores de gas a presión, que tenian una eficacia en torno al 70%.
Cada elemento detector tiene un material radiosensible que transforma los rayos X absorbidos en luz visible. En la parte posterior del detector hay un fotodiodo que capta la luz y la transforma en una señal electrica. Finalmente, hay un sistema de elctronica de alta velocidad que procesa y transmite la información de tal manera que el sistema esta listo para recibir nueva informacion
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Cada elemento tiene un tamaño aproximado de 1 mm2 y se coloca con una disposicion similar a la de una rejilla con una separación entre cada elemento para evitar que la luz generada estimule el elemento adyacente.
Estos elementos se colocan alineados en el plano axial con una disposición curva.
Para obtener imagenes de calidad, es necesario utilizar entre 800 - 1000 elementos en cada fila o arco. En las TC multidetector se colocan varias filas de detectores siguienddo el eje Z (cabeza - pies) del paciente, y al equipo se le denomina en funcion del numero de hileras de detectores; existen equipos de 4, 8, 16, 32 , 64 hileras
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Los detectores pueden ser de tres tipos, según han ido apareciendo cronológicamente en las distintas generaciones:
- Detectores sólidos o detectores semiconductores (en los equipos de 3ª generación en adelante y en TAC helicoidal)
Los más utilizados han sido los detectores de gas Xenón, hasta llegar a la TC helicoidal que incorpora los últimos detectores que son los semiconductores o detectores sólidos.60
Transformación Los detectores básicamente pueden transformar los Rx que reciben de dos formas diferentes:
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1.4.1 DETECTORES DE CENTELLEO
Están compuestos por dos partes, la primera es el cristal de centelleo y la segunda, el tubo fotomultiplicador. En los equipos de TAC más antiguos, el CRISTAL DE CENTELLEO era de Yoduro de sodio y luego se sustituyó rápidamente por los de Germanato de Bismuto. Los que se usan en la actualidad son cristales de Yoduro de Cesio, de Tungstato de Calcio y de Wolframato de Calcio (W O4 Ca).
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Su funcionamiento es el siguiente: cuando un fotón de RX incide en el cristal, su energía queda absorbida por los electrones de las órbitas de los átomos del cristal y pasan a una capa más externa y más energética. Estos electrones excitados vuelven a su posición inicial emitiendo el exceso de energía que había tomado del fotón de RX en forma de LUZ VISIBLE.
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Por tanto el cristal de centelleo actúa como un transductor que convierte la energía de los Rx incidentes en destellos de luz visible. Lo más importante es que la intensidad del destello es proporcional a la energía de la radiación X que incide en el cristal.
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Junto al cristal de centelleo se encuentra íntimamente acoplado el TUBO FOTOMULTIPLICADOR, que es un tubo de vacío que presenta en el extremo situado junto al cristal de centelleo el llamado fotocátodo, que es una placa metálica recubierta de un metal alcalino que tiene la propiedad de emitir electrones cuando sobre él incide un fotón. Es en resumen un segundo transductor que convierte la energía luminosa en emisión de electrones.
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A continuación hay una serie de electrodos llamados dínodos, situados de tal forma a lo largo del tubo que cuando llegan electrones originan una emisión de electrones adicionales. Es decir, cuando sobre el primero incide un electrón, este emitirá dos, que inciden en el segundo y emite cuatro y así sucesivamente, de esta forma, el impulso inicial se ve reforzado en intensidad de modo que por cada electrón remitido por el fotocátodo se recogen miles de electrones a la salida del fotomultiplicador. El resultado final es la amplificación de la señal.
La parte del tubo fotomultiplicador más alejada del cristal de centelleo es el fotoánodo que es una placa metálica, y por ella sale el total de electrones generados.
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La amplitud de cada impulso eléctrico medido a la salida del tubo fotomultiplicador sigue siendo proporcional a la energía y al número de electrones iníciales emitidos por el fotocátodo y a su vez estos lo son de la luz visible incidente, que también lo era de la energía de la radiación X incidente en el cristal, existiendo, por tanto, una proporcionalidad entre la energía de la radiación incidente y la amplitud de los impulsos eléctricos de salida, lo que es importante para poder identificar la radiación incidente. Este impulso eléctrico de salida puede ser ampliado electrónicamente y ser conducido al sistema de procesado de datos y de reconstrucción de la imagen del TC.
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Estos detectores tenían el inconveniente de que eran bastante grandes y cada tubo fotomultiplicador necesitaba una alimentación independiente con un sistema eléctrico de cableado complejo. Por esta razón, en la actualidad han sido sustituidos por los conjuntos de cristal-fotodiodos (más pequeños y económicos que los tubos fotomultiplicadores y de igual eficiencia). El número de detectores varía de un equipo a otro, pero las cifras habituales son de entre 1 y 8 detectores por centímetro (en los detectores con matriz lineal) o de 1-5 detectores por grado (en los detectores con matriz angular). La concentración de detectores es una característica importante de los equipos de TAC y afecta a la RESOLUCIÓN ESPACIAL obtenida.
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Eficacia de los detectores de centelleo Los detectores de centelleo tienen una eficacia intrínseca (relacionada con la incidencia de fotones de Rx en su cara sensible) muy elevada, el 90% de los rayos X que alcanzan a los detectores son absorbidos y contribuyen a la señal eléctrica de salida, pero tienen el inconveniente de que no es posible colocar los detectores tan próximos entre sí como sería deseable, y el espacio entre detectores puede ocupar el 50% del área total a la que llega el haz de RX. Así la eficacia extrínseca relacionada con la colocación de los detectores es del 50%. Por lo tanto, la eficacia total (que se calcula multiplicando la eficacia intrínseca por la eficacia extrínseca) es de alrededor del 45%; y esto significa que aproximadamente un 55% de la radiación generada contribuye a elevar la dosis que recibe el paciente sin contribuir a la formación de la imagen, es decir que el 55% de la los RX generados se pierden.
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1.4.2 DETECTORES DE GAS
Los detectores de gas son dispositivos o receptores de la Rx, en forma de celda o cámara de ionización, que transforma la energía radiante que le llega en una emisión de electrones. Consisten en una gran cámara metálica con separadores espaciales situados a intervalos de aproximadamente 1mm. Estos separadores llamados baffles o paredes son como las tiras de una rejilla y dividen la cámara grande (o cámara mayor) en muchas pequeñas..
Cada cámara pequeña será un detector de radiación y cada uno funciona por separado
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El conjunto de detectores está sellado herméticamente y se llena bajo presión 7 con un gas inerte (gas noble) de número atómico elevado (Xenón (Z= 54), o una mezcla de Xenón-Kriptón a una presión de 8-10 atmósferas, que aumenta la eficiencia)
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Cada detector de gas funciona como una cámara de ionización, es decir, se trata de una recinto cerrado lleno de gas Xenón, donde se encuentran 2 electrodos entre los cuales se aplica una tensión eléctrica que generalmente es de 1000 voltios. Como el gas que llena el detector es un buen aislante, en condiciones normales no se produce corriente eléctrica entre los dos electrodos. Pero si incide la radiación X sobre el gas, provocará la ionización de éste y cambia la diferencia de potencial inicial que existía entre ambos electrodos
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La ionización del gas da lugar a partículas cargadas (e- y Xe+ ) y debido al campo eléctrico existente en la cámara las cargas liberadas de cada signo se pondrán en movimiento hacia el electrodo de signo contrario, los electrones hacia el ánodo y los cationes Xe+ hacia el ánodo, de esta forma se origina en el detector, corrientes o impulsos eléctricos que pueden ser medidos exteriormente. Esta señal se amplifica y se conduce a los módulos de identificación y registro.
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Evidentemente, la intensidad de esa corriente eléctrica es proporcional a la ionización del gas, que a su vez sigue siendo proporcional a la radiación X que incidió en el detector. Por lo tanto, la intensidad de la corriente eléctrica será proporcional a la radiación X que la ha provocado. Los conjuntos de detectores de gas se construyen con densidades de hasta 15 detectores por centímetro o grado.
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Eficacia de los detectores de gas La eficacia intrínseca de detección de un conjunto de detectores de este tipo solo es del 50% en su cara sensible, pero como puede reducirse mucho la distancia entre detectores, es muy poco lo que queda sin usar del área frontal del detector, siendo su eficacia extrínseca del 90%. Por lo tanto, la eficacia total de detección del conjunto es del 45% igual que la eficacia total de los detectores del centelleo. Así, a igualdad de las demás características, la dosis de radiación que recibe el paciente es la misma aproximadamente con ambos tipos de detectores. Los detectores de gas son más económicos que los detectores de centelleo, pero su señal es más débil, con lo que se necesitará mayor ampliación de dicha señal.
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1.4.3 DETECTORES SEMICONDUCTORES
Son una modificación del detector de centelleo y a igual que ellos, el cristal traduce la energía de los Rx en luz visible. Esta tecnología, varía sólo con el detector de centelleo, en que NO lleva tubo multiplicador, sino un FOTODIODO, cuyas capacidades se fundamenta en la tecnología de los semiconductores de Silicio. Y a todo el conjunto se le denomina detector de semiconductores o de escintilación. El cristal de centelleo está compuesto de Wolframato de calcio o de Yoduro de Cesio
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Los fotodiodos son dispositivos electrónicos que transforman la luz que incide en ellos en corriente eléctrica que fluye en un circuito externo. Cuando los Rayos X chocan con el cristal de centelleo, se emite luz cuya intensidad es directamente proporcional a la energía de los fotones incidentes. Esta luz visible será recogida por los llamados fotodiodos (el tubo fotomultiplicador ha sido sustituido por el conjunto de fotodiodos) que traduce la luz visible en una señal eléctrica proporcional a la radiación X que incidió en el cristal.
Rayos X
Luz
Material centelleador
ASIC
Fotodiodo
PCB
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El fotodiodo se comporta como un generador de corriente, que forma un conjunto con el cristal en forma de pastilla (conjunto cristal-fotodiodo), a la que se le añade un amplificador de la corriente eléctrica.
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Rayos X
Luz
Material centelleador
ASIC
Fotodiodo
PCB
Rayos X
Luz
Material centelleador
ASIC
Fotodiodo
PCB
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1.5 SISTEMA DE REFRIGERACIÓN. Es obvio que dentro del gantry se generan muy altas temperaturas producidas por la cantidad de radiación emitida en un corto espacio de tiempo, por lo tanto es necesario tener un buen sistema de refrigeración.
Existen dos tipos de sistema de refrigeraciono: 1.- por aire: envian el calor a las sala de examen. hay que tener un potente sistema de aire acondicionado en la sala 2.- por agua helada: se necesita un chiller externo y un intercambiador de calor
Se debe refrigerar toda la electronica y el tubo de rayos x mediante una unidad dedicada que refrigera el aceite que que circula por el exterior de la ampolla
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1.6.- SISTEMA MECÁNICO. Conjunto de elementos que hacen posible que todas las partes anteriormente descritas (giro del tubo, movimiento de detectores, desplazamientos de la mesa, etc.) funcionen. El sistema mecánico ha evolucionado desde los primitivos sistemas de cableados en las primeras generaciones de escáner, hasta los actuales sistemas de “slip-ring” que consiste en la trasmisión de datos sin cables, es decir por un sistema de pistas.
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La tarea principal de ese sistema es hacer posible la adquisición de la zona de interés, del volumen especificado y del espesor de corte especificado. Para lograr esto, la mesa se mueve (FEED) entrando y saliendo del gantry en forma de pasos (de forma secuencial) o de forma continua (en espiral o topograma). Para adquirir ciertas zonas del cuerpo (cráneo, columna) es necesario ubicarse paralelo a estas estructuras; para ello, el gantry se inclina (Tilt) hasta cierto punto (+/- 30º aprox). Para comodidad del paciente, se puede subir al equipo y, para poder ubicar la zona a examinar en el centro del campo de exploración, se puede subir o bajar la mesa (lift)
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2.- MESA DE EXPLORACIÓN o Camilla La mesa de exploración es donde se posiciona al paciente y permite mediante su movilidad automática realizar los barridos necesarios en cada estudio. Este dispositivo automático está conectado al ordenador y al gantry y está diseñado para indexarse (cambiar de posición) después de cada barrido, de acuerdo con el programa utilizado. En términos generales se podría decir que la camilla es una de las partes más importante del equipo de TAC, posee un cabezal y es móvil. La indexación debe ser exacta y fiable, sobre todo cuando se emplean cortes finos (1 ó 2 mm) a través del área de interés.
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Debe de estar fabricada con un material de número atómico bajo, para que no interfiera en la transmisión del haz de rayos X. Las mesas de TC se fabrican de madera y las más modernas están fabricadas con fibras de carbono, que tiene un número atómico muy pequeño y permite obtener láminas finas y a la vez muy resistentes.
La camilla debe ser cómoda, debe sostener durante un tiempo de exploración más corto o más largo al paciente según el tipo de estudio, impidiendo su movilidad.
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Es posible conectar varios dispositivos a la mesa para distintos usos. En los exámenes de cabeza se emplea el soporte cefálico que ayuda a mantener inmóvil la cabeza y, gracias a que se extiende fuera de la mesa, minimiza el artefacto o la atenuación en barridos cerebrales. También se puede emplear con el fin de colocar al paciente para las imágenes coronales directas.
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Todas las camillas llevan incorporadas en un sitio visible una regleta de mandos con las siguientes opciones (esta regleta, también está incluida en la consola del médico):
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Mandos del estativo
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3. 1.- Sistema de informático: Consola de control Es aquel subsistema de los equipos TAC responsable de integrar los demás subsistemas con la finalidad de visualizar una imagen adecuada respecto al estudio, y un almacenaje digital.
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La consola de control tiene una doble misión: 1.- programar la exploración que se va a realizar y 2.- seleccionar los datos requeridos para la obtención de la imagen.
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Para programar la exploración, la unidades de TC tiene estandarizadas la técnicas de exploración más habituales, pero se puede variar cualquier dato técnico para adaptarla a una exploración individualizada (forma manual). Por otro lado una vez realizado el corte, podemos seleccionar los datos necesarios de la imagen que queremos obtener (ventana, matriz,….)
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Las imágenes visualizadas en la pantalla se pasan automáticamente a una cámara multiformato, donde se imprime la placa en condiciones prefijadas de tamaño y secuencia. Asimismo, se guardará en disco duro la imagen obtenida.
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Muchos equipos de TAC están provistos de 2 consolas, una para el técnico que maneja el equipo y otra para el médico. Aunque no todos los equipos poseen ambas consolas, si se encuentran ya en la mayoría y suelen estar conectadas entre sí.
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A. La Consola del técnico La consola del operador es el punto desde el que el técnico controla el escáner. Las primeras unidades se dirigían mediante órdenes, lo que exigía un diálogo entre el técnico y el ordenador. Esto se conseguía tecleando las órdenes necesarias en el teclado. Para iniciar cualquier programa se introducían las órdenes pertinentes en la secuencia apropiada para que el ordenador realizase el barrido.
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Al progresar la tecnología informática, los escáneres se dirigen por menú; el ordenador presenta un menú o conjunto de opciones, en el que el técnico radiólogo puede elegir la opción apropiada. El ordenador ejecuta a continuación el programa correcto. Los modelos avanzados cuentan con menús interactivos, pantallas táctiles o teclados con TRACKBALL (Mouse fijo) para programación de cortes y otras utilidades sin tener que teclear la selección, de esta forma se pueden seleccionar los parámetros de trabajo.
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Antes de comenzar un estudio, el técnico debe introducir la información sobre el paciente, por lo que algunas funciones siguen requiriendo un teclado. De modo habitual, el primer programa seleccionando es el de exploración, que permite al técnico planear la secuencia de barridos axiales.
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Los parámetros de trabajo:
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4. Control de los movimientos de la camilla, adecuándolos al estudio en cuestión. Con el control de la regleta de mandos de la camilla se logra programar el sistema de cortes; que, puede ser:
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5. También podemos seleccionar los datos necesarios para la imagen diagnóstica que pretendemos obtener. Por ejemplo:
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Generalmente la consola del operador tiene 2 monitores:
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3.2 Sistema de procesado de los datos y de reconstrucción de la imagen: El Ordenador El ordenador es el soporte técnico de gran potencia (rapidez) necesario para llevar a cabo las operaciones de procesado de datos y de reconstrucción de la imagen de scanner. Los primeros ordenadores de TC tenían que realizar los procesos de uno en uno, por lo que el tiempo de reconstrucción de las imágenes oscilaba entre 15 segundos y hasta varios minutos, dependiendo del nivel del programa instalado. Las máquinas actuales son capaces de hacer el barrido del paciente, recoger los datos, reconstruir la imagen, archivarla e iniciar el barrido siguiente en alrededor de 2 a 5 segundos.
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Para el equipo de TAC, se requiere un ordenador muy potente, ya que dependiendo del formato de la imagen suele ser necesario resolver simultáneamente hasta 30.000 ecuaciones matemáticas. Su precio supone aproximadamente 1/3 del coste del TAC completo.
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Los ordenadores antiguos requerían una estancia con unas condiciones ambientales especiales (Temperaturas inferiores a 20º y de humedad inferiores al 30%). El ordenador utilizado está formado por microprocesadores y la memoria primaria. Estos componentes determinan el tiempo que transcurre desde que se termina la adquisición de datos hasta que la imagen aparece en la pantalla, es decir, el “tiempo de reconstrucción de la imagen”, que puede oscilar desde 30 segundos a 1 segundo. Esto es importante, ya que la eficacia de una exploración está muy influida por el tiempo de reconstrucción, sobre todo si es un estudio que comprende muchas secciones. En los equipos modernos el cálculo de los datos para la reconstrucción de la imagen se realiza durante el tiempo de medida, o que se denomina imagen en tiempo real.
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En otros escáneres se utiliza una matriz de microprocesadores para la reconstrucción de la imagen, que acelera notablemente la aparición de la misma en el monitor, gracias al trabajo en paralelo de los microprocesadores. De esta forma cada imagen se reconstruye en menos de 1 segundo.
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El ordenador es un módulo que está compuesto en general por tres unidades, cuyas funciones están claramente diferenciadas. Éstas son:
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SISTEMA DE ALMACENAMIENTO DE DATOS Son todos aquellos procedimientos que guardan la información obtenida tras un estudio con scanner. El disco principal del ordenador sólo permite el almacenamiento a corto plazo de 15 las imágenes; los exámenes completados deben ser archivados, o copiados, en un dispositivo de almacenamiento a largo plazo, de forma que sea posible recuperarlos si se considera necesario.
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Existen dos criterios de clasificación o formas de guardar la imagen:
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En el caso especial de las imágenes digitales el sistema de archivo se denomina PACS (Picture Archiving and Communication System), se comunica con los equipos capaces de producir imágenes digitales (DICOM) y con el RIS. Los estudios archivados, son accesibles desde las estaciones de trabajo conectadas al sistema, pudiendo recuperarse los estudios previos en cualquier momento para lo que sea necesario.
RIS
Pacs
Sistema de Indormacion Radiologico
Sistema de Archivo y comunicación de Imágenes
Gestión administrativa, funcional y del conocimiento
Gestión documental: Adquisición, Archivo y distribución de Imágenes.
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RIS
Pacs
Sistema de Indormacion Radiologico
Sistema de Archivo y comunicación de Imágenes
Gestión administrativa, funcional y del conocimiento
Gestión documental: Adquisición, Archivo y distribución de Imágenes.
RIS y PACS operan, de forma integrada y transparente al usuario final, dentro del escenario asistencial proyectado, su Red corporativa y sus Sistemas de Información e Interfaces de Trabajo correspondientes, entre las que se destacan la ETC (Estación de Trabajo Clínica) disponible, como elemento básico de acceso a la HCE (Historia Clínica Electrónica).
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PARAMETROS DE ADQUISICION TC MULTICORTE
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TC HELICOIDAL El operador de un equipo de TC programa antes de la exploracion una serie de parametros de adquisición, que van a determinar las caracteristicas de los datos obtenidos en el estudio y que se deben ajustar.
Los parámetros para manejar para la realizacion del estudio son : topograma, modo de estudio, rangos de corte, exposición, colimación, grosor de corte, pitch, tiempo de preparación y tiempo de exploracion.
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TOPOGRAMA Para realizar un estudio de Tc, se necesita una primera imagen general del área anatómica a estudio, para poder acotar la zona concreta para explorar.
La mecanica para obtenerla es simple: el conjunto de tubo-detectores se mantiene fijo (en proyeccion anteroposterior o lateral), mientras que la mesa de exploracion se desplaza, resultando una imagen bidimensional similar a la de una radiografia, en la que se va a determinar el comienzo y el final de los cortes y seleccionar el campo de vision o la parte de la estructura que se va a incluir en el estuido
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La Existen dos parametros fundamentales en el topograma:
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Modo de estudio
Los equipos TC pueden adquirir los datos de dos modos:
Modo helicoidal o volumetrico Es el modo de captación continua de datos; se describe como una helice.
Desde el inicio hasta el final de estudio se tiene un giro continuo del conjunto tubo-detectores con una emision continua de radiacion sincornizado con un desplazamiento continuo de la mesa de exploracion a velocidad constante, obteniendo la informacion como un bloque ininterrumpido de todo el volumen irradiad
Es el método habitual de estudio, usado en practicamente todas las exploraciones.
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Modo secuencial o axial Los cortes se adquieren en bloques separados
La mesa de exploración no se desplaza en el momento en que el tubo gira emitiendo radiación; al suspender la emision, la mesa avanza hasta su nueva posicion adquiriendo otro grupo de cortes, y asi sucesivamente hasta completar todo la zona para explorar.
Su uso es mas frecuente en la actualidad, son los estudios de TC de craneo.
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RANGOS DE CORTE
Dentro del topograma, el operador debe determinar en cada estudio la zona de la que se quiere obtener información. Asi, se ajusta el inicio y final de los cortes;
El tamaño del área a estudio se conoce como campo de visión o FOV (field of view) de adquisicion o medicion (scan FOV); mas adelante se vera el FOV de reconstrucción (display FOV)
El campo de medición determina el área de la que se van a obtener los datos, de forma que las estructuras que quedan fuera de este campo no se pueden reconstruir. Los órganos a estudio deben estar dentro del área de medición y en lo posible, cerca del isocentro del grantry.
El scan FOV se modifica poco en los equipos actuales, pero se puede aumentar, por ejemplo en pacientes muy obesos, y reducirlo en estudios pediatricos, craneo, muñeca.
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CONCEPTO DE PITCH
Este movimiento continuo de mesa, el tubo de Rx y el detector, da lugar a un nuevo parámetro llamado “PITCH”. Se conoce como “pitch” a la relación entre el desplazamiento de la mesa en el eje Z durante una rotación completa del pórtico y el grosor de corte. El pitch determina la separación de las espirales, lo ideal es un pitch 1, donde todas las espirales estarían juntas.
A medida que aumentamos el pitch, la mesa se mueve mas rápido en relación a la velocidad de cobertura del detector en el eje Z. No existe superposción sino que hay un espacio entre los datos de cada rotación adyacente. Se cubre una mayor longitud de área del cuerpo el paciente en el eje Z en menos tiempo. De tal forma que es menor la radiación al paciente, y disminuye la calidad de las imágenes, ya que tendríamos menos datos.
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Ejemplo: En un supuesto caso donde el desplazamiento de la mesa es de 100 mm/seg, el tiempo de giro del tubo es de un segundo por rotación, y el grosor de corte fuese de 100 mm. La relacion es 1:1 entre longitud de adquisición de datos en el eje Z y la longitud del movimiento de la mesa en el eje Z. Este es el escaneo ideal.
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El factor de desplazamiento se expresa como una relación, como por ejemplo 0,5:1; 1:1; 1,5:1 o 2:1. Un factor de desplazamiento de inferior a 1 implica que la mesa se mueve mas lentamente en relación con la velocidad de adquisición de datos. Se esta sobremuestrando, el borde del campo de colimación en cada rotaciçon se superpone con la rotación anterior. Esto significa una menor área en el eje Z del cuerpo del paciente cubierta y una mayor dosis en el paciente. Un factor de desplazamiento superior a 1 implica un movimiento de mesa más rapido en relacion con la velocidad de cobertura del detector en ese eje. Esto significa un área del paciente de mayor cobertura en el eje Z y una dosis en el paciente más reducida.
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El pitch determina la separación de las espirales, de tal manera que a 10 mm de desplazamiento de la mesa por segundo, si cada giro dura un segundo, y el grosor de corte fuese de 10 mm correspondería un pitch 1 ; o dicho de otro modo, el índice de pitch sería 1:1 Si, por ejemplo el grosor de corte fuese de 5mm y se mantuviese la misma velocidad de desplazamiento tendríamos: pitch = (10 mm x 1s)/5 mm = 2; es decir el índice de pitch sería de 2:1 Cuanto mayor es el valor del pitch, mayor será la cobertura del area del paciente en el eje z, menor la dosis de radiacion en el paciente, y disminuye la resolucion de las imágenes obtenidas y aumenta el ruido.
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A. Si tenemos un desplazamiento de camilla de 80mm por rotación con un ancho de colimación de 100 mm) la relación será 1:2 Pitch=0.8. Los cortes estarán solapados y por lo tanto aumenta la dosis al paciente. En este caso la mejora es sobre la imágen, hay más datos para la reconstrucciones multiplanares o estudios cardiacos.
B.- Si la colimación cubre el ancho de cobertura de 16 detectores en línea, por ejemplo 16 mm y el desplazamiento de la camilla por cada rotación de 360º del tubo es de 16 mm, la relación es: 1:1 es decir Pitch= 1. En este caso no hay solapamiento ni espacios sin cubrir por el barrido. La dosis disminuye. Es el escenario ideal
C. Con un desplazamiento de camilla de 120mm y una colimación de 100mm tendremos un pitch de 1.2 La imagen reconstruida será de menor calidad porque quedan espacios sin cubrir que el tomógrafo tiene que crear, interpolando los datos obtenidos. La dosis al paciente disminuye.
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El grado de ruido y la resolucion del contraste en base al pitch.
Imagenes con pitch bajo (<1) se observa poco ruido y una muy buena resolucion de contraste. Imagenes con un pitch alto (>1) se observa mucho ruido y baja resolucion de contraste
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CTDIVOL= establece la dosis promedio de radiacion en el volumen x y z, atribuible a un desplazamiento unitario de la camilla en el eje z
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DISEÑO DEL SISTEMA DE ADQUISICIÓN DE IMÁGENES La TC helicoidal es posible debido a la tecnología de anillos deslizantes. El desarrollo continuado de los protocolos avanzados de adquisición de imágenes también es debido; mejoras en el tubo de rayos X, la sección de alto voltaje y la matriz detectora.
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Tecnología de anillos deslizantes (SLIP RING)
Los anillos deslizantes son dispositivos electromecánico que conducen electricidad y señales eléctricas a través de anillos y cepillos desde una superficie rotatoria a una fija. Una superficie es un anillo liso y la otra es un anillo con cepillos que rastrean el anillo liso. La TC helicoidal es posible debido al uso de la tecnología de anillo deslizantes, que permite la rotación continua e ininterrumpida del pórtico. La adquisición de imágenes de TC secuencial de cada disparo se lleva a cabo con una pausa entre cada rotación del pórtico. Durante la pausa, se mueve la camilla del paciente y el pórtico se devuelve a la posición inicial.
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Tubos de rayos X En la TC secuencial, el tubo de rayos X se activa durante una rotación, normalmente 1 s, cada cierto tiempo (de 6 a 10 s). Esto permite que el tubo se enfríe entre imágenes. La TC helicoidal supone una considerable demanda térmica para el tubo de rayos X. El tubo de rayos X se activa hasta 60 s seguidos. Debido a la continua rotación y activación del tubo de rayos X para exposiciones más largas, se deben mantener niveles de potencia más elevados. Las altas capacidades térmicas y los altos ritmos de enfriamiento son característicos de los tubos de rayos X diseñados para la TC helicoidal.
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Los tubos de rayos X de TC helicoidal son muy grandes. Tienen una capacidad de almacenamiento de calor del ánodo de 8 MHU o más. Sus ritmos de enfriamiento del ánodo son de aproximadamente 1 MHU por minuto debido a que el disco del ánodo tiene un diámetro más grande y es más grueso, resultando en una masa mucho más grande. Los tubo de rayos X tiene una expectativa de vida de 50.000 exposiciones, el tiempo de vida aproximado de los tubos de rayos X de la TC convencional.
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Detectores de rayos X La eficiencia de la matriz detectora de rayos X reduce la dosis del paciente, permite un tiempo de análisis más rápido, y mejora la calidad de la imagen incrementando la relación entre señal y ruido. El diseño de las matrices detectoras es especialmente crítico para la TC helicoidal. La eficiencia de detección total para las matrices de estado sólido es aproximadamente del 80%.
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SELECCIÓN DE TÉCNICA La principal ventaja de la TC helicoidal es la capacidad de analizar un volumen grande de anatomía en el tiempo en que el paciente aguanta la respiración una sola vez. Sin embargo, la capacidad de aguantar la respiración del paciente determina los parámetros de imagen seleccionados. El volumen de tejido analizado viene determinado por el tiempo de examen, el movimiento de la camilla, el factor de movimiento y la colimación.
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Tiempo de examen La mayoría de sistemas de adquisición de imágenes de TC helicoidal pueden trabajar hasta 60 s de forma continua. La mayoría de pacientes pueden aguantar la respiración hasta 40 s. Algunos pueden hacerlo sólo durante 20 s. Por lo tanto, si se requieren 45 s de imagen tal como se muestra en la Figura A, puede ser necesario saltear la imagen (Figura B) con un tiempo de 10 s entre rastreos para permitir que el paciente respire.
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TOMOGRAFÍA COMPUTARIZADA DE MÚLTIPLES CORTES (MULTICORTE o MULTIDETECTOR)
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A principios de la década de 1990 la compañía israelí Elscint introdujo una mejora en la TC helicoidal: el uso de dos matrices detectoras para producir dos cortes helicoidales en el tiempo en que previamente se producía solamente uno. Las ventajas eran obvias: analizar la misma anatomía en la mitad de tiempo o analizar el doble de anatomía en el mismo tiempo. La última ventaja resultó ser la más importante.
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La TCHMC representa la última evolución de la tomografía computarizada, permitiendo la adquisición de datos de forma casi tridimensional.
- La principal diferencia con el resto de TC de su generación, consiste en la transformación del sistema de detectores, ya que adquieren una forma matricial, con un número de más de 30.000 elementos dispuestos de una forma bidimensional.
Estos elementos poseen unas dimensiones mínimas que nos permiten una gran flexibilidad en los diferentes espesores de corte, es decir a menor tamaño de estos elementos nos permitirá realizar cortes mas finos y con ello reconstrucciones multiplanares más detalladas.156
- Otra diferencia del TCHMC con respecto al TC helicoidal simple es la capacidad de obtener cortes simultáneos, actualmente se pueden obtener hasta 64 cortes por giro, esto implica reducir aún más el tiempo de exploración.
La tecnología multicorte permite tiempos de rotación del tubo por debajo del segundo llegando a tiempos de hasta 0,3 seg.157
Hacia el final del milenio, todos los proveedores de TC habían producido y lanzado al mercado sistemas de adquisición de imágenes de TC de múltiples cortes.
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Hay dos características diferenciadoras principales de estos sistemas de adquisición de imágenes de TC de múltiples cortes.
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En el TCHMC existen tres parámetros diferentes que conviene tener claros a la hora de efectuar cualquier estudio.
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1º.- Número de filas de detectores
Es la cantidad de filas de detectores que posee el equipo. Dependiendo de la casa comercial poseerán diferente número de filas, en al actualidad hasta un máximo de 64 filas de detectores, las cuales nosotros agruparemos de distintas formas, según el estudio a realizar.
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2º.- Número de canales de datos
El número de canales de datos que ofrece un equipo TC corresponde al número de cortes que pude obtener por cada rotación completa, es decir con un equipo de 16 canales, se podrá obtener/recoger información de 16 cortes como máximo en una rotacion completa, aunque posea el equipo un número mayor de filas de detectores.
El número de canales de datos es totalmente independiente del número de filas de detectores, aunque como se verá mas adelante, algunas casas comerciales hacen coincidir ambos. Es decir, en un TC de 4 canales se recoge información de hasta 4 cortes que se generen en una rotacion completa procedente de los detectores
Se puede apreciar un total de 24 filas de detectores, aunque solo podemos obtener información de 16 cortes al contar con 16 canales el equipo.
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3º.- Número de cortes
El número de cortes tiene una relación directa con el número de canales de datos. Nunca se podrá efectuar un número mayor de cortes que de canales de datos, aunque si menor.
Nosotros si podremos variar el número de cortes que queremos adquirir en cada rotación y su grosor.
En el esquema se puede apreciar que colimando el haz solo obtenemos tres cortes.
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DETECTORES SIMÉTRICOS: Tambien llamados matriciales, son aquellos detectores que tienen el mismo tamaño/grosor, es decir todos los detectores poseen las mismas dimensiones en relación a una longitud determinada del eje Z.
En el esquema se aprecia que existen 16 filas de detectores de 1,25 mm de grosor, en un equipo de 4 canales (representados por los cuatro cilindros de color naranja), se ha colimado el haz de Rx (en color morado) a 5 mm, la cobertura del eje z sera también de 5 mm, por tanto el grosor de cada corte o "colimacion de corte" es de 1,25 mm. Cada canal recoge la informacion de una fila de detectores.
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En este otro esquema referido al mismo equipo del ejemplo anterior, se ha colimado el haz de Rx a 10mm, obteniendo una cobertura del eje z de 10 mm también. Al ser un equipo de 4 canales, el grosor de corte será de 2,5 mm cada uno, recogiendo cada canal la información de dos filas de detectores. (grosor de fila de detectores 1,25 mm)
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En este ejemplo referido al mismo equipo cada canal recoge la información de 4 filas de detectores. Para ello se ha colimado el haz de rayos X a 20 mm, consiguiendo una cobertura del eje Z de 20 mm, obteniendose 4 cortes con un grosor de corte de 5 mm cada uno. Al ser un equipo de 16 filas de detectores de un tamaño de 1,25 mm cada uno. Cada canal recoge informacion de 4 detectores
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El problema que presenta los detectores simetricos o matriciales, es el efecto sombra en las filas de detectores de los extremos. Esto es debido a los tabiques laterales de los mismos, lo que conlleva a una menor relación S/R (señal-ruido) y a obtener un pitch limitado.
Efecto sombra producido por los tabiques entre detectores.
Los detectores externos son poco efectivos
Para solucionar este efecto sombra se crean los detectores asimétricos o adptativos.
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DETECTORES ASIMÉTRICOS. Tambien conocidos como adaptativos. Su tamaño no es homogéneo, presentan diferente anchura o grosor y ésta varía según en la posición donde se encuentre. Así pues los detectores centrales serán mas estrechos y a medida que nos alejamos hacia los extremos van aumentando su grosor. Con ello se consigue un menor efecto sombra, debido a que al tener mayor tamaño, reciben mas cantidad de radiación y con ello mas información.
Menor efecto sombra: los detectores externos son mas efectivos.
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Algunas casas comerciales utilizan los dos tipos de detectores conjuntamente denominándose “detectores híbridos”. Es decir utilizan un número determinado de detectores matriciales en las filas centrales y en ambos extremos tambien utilizan filas de detectores de igual tamaño entre si pero de mayor grosor que los centrales.
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cortesia: Siemens
EJE Z
DATOS RECOPILADOS POR EL DETECTOR (RAW DATA)
Para la reconstrución de las imágenes, tanto del monitor como la del paciente se divide en cuadrículas, utilizando un sistema de abscisas y ordenadas. Al conjunto se le donemina MATRIZ.
Matriz es un conjunto bidimensional formada por cuadriculas que componen la imagen. Cada uno de los pequeños cuadraditos se denomina PIXEL, que es la unidad de la matriz.
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Cada uno de estos pequeños cuadraditos de la matriz, recibe el nombre de PIXEL: es decir, cada imagen radiologica de un paciente visualizada en un monitor, en su conjunto constituye la matriz y a su vez esta formada por pequeños trocitos de la imagen. Cada uno de esos trocitos es un pixel y cada pixel corresponde a una porcion del paciente al que se le ha realidad la imagen topografica.
170
Hasta ahora se ha considerado al paciente como si fuera un objeto plano con dos dimensiones. Pero el paciente tiene un espesor o volumen y para trabajar en TC habrá que determinar un espesor del corte que se quiere estudiar. Asi los cortes realizados por la TC tienen un grosor determinado, luego la matriz que está compuesta de píxeles tambien, debe ser expresada con un sistema de ejes tridimensional, en el que cada elemento será un tetraedro, y al cual se denomina VOXEL.
Desgraciadamente no es posible la representación tridimensional en el monitor de television de la TC
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La MATRIZ es la representación bidimensional de la pantalla de television de la TC. Así, la cara que presenta el VOXEL al observador que mira coincide con el PIXEL; pero el pixel tiene un valor de atenuación que tiene en cuenta al grosor del mismo (voxel), aunque no se vea en la pantalla de television.
Tecnicamente, el pixel que visualizamos corresponde a la representación bidimensional del voxel
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Cada píxel posee un valor numérico el cual se corresponde con un determinado valor de gris. Este valor es función de del coeficiente de atenuación lineal (μ) que ha experimentado el haz de rayos X al atravesar ese punto en concreto desde las diferentes proyecciones angulares.
170
Cada pixel aparece en el monitor de vídeo con un nivel de brillo y en la imagen fotográfica como un nivel de densidad óptica. El pixel es una representación bidimensional, del correspondiente volumen de tejido, denominado VOXEL (volume element o elemento de volumen); es decir, es un pixel tridimensional.
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En los escaneres actuales se utilizan matrices de 1024 cuadriculas por 1024 cuadriculas (1.024 x 1.024). También trabajamos con matrices de 256x256 para los equipos de 2a y 3a generación y de 512x512 en equipos de 3a generación.
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En una matriz de 512, el número de elementos será de 262.144.
Elemento de área PIXEL
Grosor de corte
Elemento de volumen VOXEL
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Valor de atenuación
El Numero de TC es una medida de la densidad radiografica en el voxel referenciado a la densidad del agua. Se relaciona con el coeficiente de atenuación lineal Se expresa en unidades Hounsfield (UH). Todos los valores de densidad, se normalizan teniendo como referencia el agua y se representan dentro de una escala de grises. El valor de máxima densidad (+ 1000 UH) se corresponde con el color blanco que equivale a la densidad metal o de hueso compacto y el valor de menor densidad (- 1000 UH) se corresponde con el color negro que equivale a la densidad aire.
1000 UH
- 1000 UH
0 UH
agua
grasa
pulmon
AIRE
METAL
sangre
hueso
musculo
HIPODENSO
HIPERDENSO
ISODENSO
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1000 UH
- 1000 UH
0 UH
agua
grasa
pulmon
AIRE
METAL
sangre
hueso
musculo
HIPODENSO
HIPERDENSO
ISODENSO
Si número de TC de cualquier cosa (tejido) que atenue MAS Rx que el agua, el nº será MAYOR de zero Si el número de TC de cualquier cosa (tejido) que atenue MENOS Rx que el agua, el nº será MENOR de zero
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μ: simboliza al coeficiente de atenuación lineal k: es una constante que determina el factor de escala para el rango de números de TC. Cuando k tiene el valor de 1000, los números de TC son Unidades Hounsfield.
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Cuando la absorción de rayos X aumenta, también lo hacen las UH y más brillante es el píxel correspondiente en el monitor o en la placa de TC. Aquí hay algunos números de atenuación típicos (en UH):
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256 sombras de grey
La pantalla de una computadora convencional es capaz de mostrar 256 (sog) tonos de grises distintos en una imagen de TC. Pero nuestro ojo sólo es capaz de diferenciar un 6% de toda la escala de grises.
El ser humano solo diferencia un 6% de los tonos de grises por lo que:
Se usan 2000 UH en las imágenes de TC para ver en una pantalla ¿cuantas unidades UH por tono de gris hay ?
Al diferenciar solo 17 tonos de grises diferentes
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hay un amplio rango de densidades (-900 a +800) pero en esta imagen solo estamos interesa un rango bastante pequeño (8 a 70) y para el área de la hemorragia para ver pequeños cambios en la densidad para ver posibles isquemias
-900
27
40
70
La imagen muestra una ventana cerebral tipica, pero como la veriamos si trabajaramos con las 2000 UH....
800
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RANGO DE ANCHO DE VENTANA DE TAC (WW)
Para poder trabajar las imagenes y observar todas los tonos de grises que hay entre el blanco y el negro, puedo buscar :
Disminucion del contraste
188
aumento del contraste
188
Ventana tejido blando
Ventana pulmonar
Ventana ósea
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NIVEL DE VENTANA DE TAC (WL)
Controla el centrado dentro de la escala de grises del corte a estudiar
resumiendo:
Con el ancho de ventana (W) seleccionamos aquellos tejidos con densidades parecidas o si intersa estudiar tejidos con densidades muy diferentes. Comparo
Con el nivel de ventana (L) seleccionamos aquellas densidades que permiten ver con detalle estructuras que presentan alta densidad o baja densidad. Selecciono
Se trabaja combinando el ancho de ventana (W) el cual describe el rango de numero CT mostrados y el nivel de ventana (L) el cual describe el número CT donde se centra ese rango
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Informacion estudio
cualquier ventana de tejido (pulmonar, osera, cerebral, tejidos blando) es en realidad una combinacion de estos dos valores (WW y LW).
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Ex: estudio parenquima pulmones Vs huesos
188
WL: 350
WL: -600
Center
750
750
Se trabaja combinando el ancho de ventana (W) el cual describre el rango de numero CT mostrados y el nivel de ventana (L) el cual describe el número Ct donde se centra ese rango
WW: 1500
WL: 350
-400 UH
+1100 UH
WL: -600
-1350 UH
+150 UH
Rango de ventana : ancho
Con el nivel de ventana nos preguntamos si estamos viendo estructuras de alta o densidad o baja densidad
W: 70
L: 40
70
- 1000
+1000
40
<5
W: 90
L: 68
90
- 1000
+1000
68
+113
+23
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W: 1500
L: -700
1500
- 1000
+1000
-700
-1450
+113
W: 400
L: 40
400
- 1000
+1000
40
-160
+240
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W: 2000
L: 300
2000
- 1000
+1000
300
-700
+1300
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¿Cuál es la diferencia básica entre una ventana estrecha o ancha? Con una ventana estrecha es posible ver mayor cantidad de detalles, pero se reduce el campo de visión. (Ejemplo echemos un vistazo a su alrededor de la clase representa una ventana de visión ancha o grande, Tomemos un trozo de papel grande y hágale un pequeño orificio y miremos de nuevo a su alrededor a través de él -ventana estrecha o pequeña"). Con la ventana ancha tendremos una perspectiva de lo que está ocurriendo fuera "como cuánta gente hay en la calle- . Para lograr una vista panorámica, será necesario utilizar una ventana ancha "O más ancha", por el contrario, para los estudios en detalle, se elegirá una ventana estrecha.
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Además de la elección de una ventana de distinta anchura, también es posible variar la situación del centro de la ventana. La ventana es el intervalo de densidades estudiadas y puede situarse en cualquier lugar del espectro de atenuación. Pueden estudiarse los tejidos de partes blandas -con «ventana de partes blandas»-, - o las estructuras pulmonares, utilizando una «ventana de pulmón»-.
193
tomografía computarizada de doble energia
La tomografía de doble energia fue ntroducida comercialmente por Siemens (Somaton Definition DS). Este escáner contaba con dos fuentes de rayos X y sus respectivos multidetectores. DSCT (Dual Source CT) Ambas fuentes se encuentran desfasadas 90 grados, una con respecto a la otra.
DSCT, Siemens Somaton Definition. Vista externa. Vista interna. detectores es más pequeño, lo que implica un menor FOV.
El FOV de la primera fuente es 50 cm, mientras el FOV de la segunda es 26 cm. Como es evidente, al utilizar ambos tubos de rayos X simultáneamente, no hay problemas de registro de las imágenes y, más importante aún, las proyecciones sobre un objeto pueden tomarse de manera más rápida, lo que beneficia aplicaciones cardíacas y otras donde se requiere alta resolución temporal. Adicionalmente, dos fuentes de rayos X, han permitido tener potencia suficiente para tomar imágenes adecuadas de pacientes obesos, que, de otra manera, no podrían beneficiarse del diagnóstico por tomografía
Representación esquemática de un escáner de tomografía computarizada de doble fuente (TCDF) que utiliza dos tubos y sus dos correspondientes detectores en ángulo de 90°. Un escáner de este tipo proporciona una resolución temporal equivalente a un cuarto del tiempo de rotación del gantry, independiente de la frecuencia cardíaca del paciente.
El DSCT alcanza tiempos de adquisición de hasta 83 ms, con lo cual hace posible tomar imágenes del corazón sin necesidad de utilizar beta bloqueadores, en pacientes con ritmos cardíacos elevados (p.ej. 100 latidos por minuto o más), logrando altos niveles de detalle de las arterias coronarias, las válvulas cardíacas y el miocardio, de gran valor clínico. La resolución temporal se logra, porque cada rotación del gantry toma 333 ms. Es conocido, además, que con sólo barrer 180 grados es posible adquirir la información necesaria para la reconstrucción, lo que reduce el tiempo hasta 166 ms. Y finalmente, dado que se cuenta con dos fuentes de rayos X, el tiempo se reduce hasta 83 ms.
Diversos estudios señalan que la dosis de radiación utilizando el DSCT (Somaton Definition, 64 canales) puede reducirse hasta ser equivalente a la que se obtienen por tomografía multidetector de única fuente, para estudios de angiografía por CT.Esto es posible gracias a la aplicación de estrategias para la reducción de la dosis, que incluyen:
- el filtro bowtie (que atenúa severamente los rayos X que recaen sobre zonas fuera del FOV),
- técnicas de reducción de ruido adaptativas,
- pitch variable de acuerdo con la frecuencia cardíaca, y
- modulación de la corriente en el tubo de rayos X.
El estudio mostró que en condiciones ideales (donde no hay movimiento del paciente y se asume periodicidad del ritmo cardíaco), se alcanzan reducciones hasta del 50% de dosis de radiación.tomografía computarizada de doble energia
La tomografía de doble energía DECT (Dual-Energy CT), es una técnica que emplea kilovoltajes que oscilan entre 70-150 kV y se basa en la diferencia de absorción de bajas y altas energías de radiacionpor parte de ciertos materiales. Cuando se emplea una única energía, se obtienen valores reproducibles de atenuación para diferentes tejidos, mientras que cuando se emplean distintas energías, se encuentran diferencias notables en la atenuación de los distintos niveles energeticos del haz de rayos X, que variarán en funcion de la composición química de cada uno de dichos elementos, obteniendose información de la composición tisular además de la anatómica.
El TC de energía unica adquiere las imágenes con una energia entre 80 y 120 kVp, para optimizar el equilibrio entre contraste y ruido. Con la TCDE, las imagenes se adquieren con dos espectros de energia diferentes: bajo (80 - 100 kVp) y alto (140-150 kVp). La diferente atenuacion de los materiales con números atómicos altos expuestos a bajo kilovoltaje es aprovechada por la TCDE para obtner informacion adicional.
TIPOS DE TCDE:
Para obtener las dos energías en DECT, se tienen varias posibilidades: (1) TC de fuente única (2) TC de doble fuente (DSCT).
http://zl.elsevier.es/es/revista/radiologia-119/la-tomografia-computarizada-doble-energia-para-que-90208015-radiologia-hoy-2013
Tc DE doble fuente:
Cuenta con dos tubos de rayos X y dos sitetmas de detectores montados perpendicularmente en un gantry. La ventaja es que la corriente del tubo (miliamperios) se puede ajustar por separado, lo que implica un nivel de ruido similar en los 2 conjuntos de datos. Los tubos funcionan a diferentes voltajes (80 kV y 150 kV)
El tubo de 80 kV utiliza una corriente 4-5 veces mayor que el de 150 kV. Los últimos equipos incorporan un filtro de estaño en el tubo de alta energía que permite eliminar los fotones de baja energía del haz de rayos X, así se reduce la radiación y se consigue un mejor análisis espectral.
Tc DE fuente única:
Exsiten tres sistemas diferentes de generacion de los dos niveles energéticos.
a. Conmutación rápida del kilovoltaje Consta de un solo tubo y un unica fila de detectores. Durante el giro, el tubo va modulando rápidamente la tensión, produciendo de forma alternativa espectros de baja y alta energía. (80/140 kV) La ventaja es que puede realizarse con menor coste, ya que solo necesita un tubo. Desventaja: la separación espectral es peor y puede ser difícil cambiar la corriente del tubo, dando lugar a un alto nivel de ruido en las imágenes de baja energía.
b. doble haz Consta de una única fuente de de rayos X pero cuenta con un filtro (split filter) de oro y estaño con el que divide el haz de fotones adquieriendo de esta forma datos de alta y baja energia simultáneamente. Espectros de energía. (80/150 kV)
c. Detectores sándwich o multicapa Cuenta con un tubo de rayos X que emite un voltaje constante de 120kV. La energia dual deriva de dos capas de detectores superpuésta: la superior absorbe los fotones de baja energía y la inferior absorbe los de alta energia. La ventaja es que solo necesita el tubo estándar; la desventaja es que la diferencia entre los espectros de rayos X es menor.
Aplicaciones clínicas de la energía dual
La caracterización de las litiasis urinarias: La identificiación del componente principal de las litiasis renales (acido urico Vs no acido urico) es esencial para establecer el tratamiento. La litiasis que no contienen ac. urico presentan elementos pesados (calcio), mostrando mayor atenuacion a niveles bajos de energia (80 kV). Este tipo de litiaiss se representa de color azul en las reconstrucciones con software de descomposición de materiales. Las de ac. urico presentan elementos ligeros (hidrogeno) y mayor atenuación a niveles altos de energia (140kV). En las reconstruciones aparecen codificadas en rojo
Imagen de TCED sin contraste, en la que se observa una litiasis en el uréter que condiciona hidronefrosis y, otros cálculos en el grupo calicial inferior. En el posprocesado los cálculos se colorean en rojo, lo que indica que son de ácido úrico. Obsérvese como el calcio del hueso y de la pared aórtica se colorean en azul.
Estudio de masas renales: Imagen de TCED realizada directamente con contraste intravenoso (A) donde se observan 2 lesiones renales. La de mayor tamaño corresponde a un quiste simple. La de menor tamaño no puede caracterizarse correctamente. En el posprocesado «sin contraste virtual» se observa que se trata de una lesión hiperdensa (B) y en el mapa de yodo la lesión no presenta realce (C) por lo que se trata de un quiste hemorrágico (flecha).
Diagnostico diferencial de masas renales: TCDE aporta informacion adicional para caracterizar las lesiones renales. Los mapas d yodo y las imagenes monocromáticas de baja energia mejoran el contraste entre el tumor y el parenquima sano. El diagnóstico. diferencial principal del carcinoma renal son los quistes hiperdensos.
ENERGIA DUAL Y RADIACION:
La TCED permite prescindir del estudio inicial basal sin contraste en aquellos protocolos que así lo requieren, porque tienen una calidad similar al estudio sin contraste convencional. Por lo tanto, puede disminuir la dosis de radiación. (Hay estudios que establecen que se puede llegar a reducir la dosis entre un 30-60%, dependiendo del protocolo empleado. Aunque no está reflejado en la bibliografía, los estudios de ED con equipos de doble fuente no incrementan la dosis de radiación con respecto a un estudio convencional. Probablemente en esto influya el filtro de estaño que absorbe los fotones de menor energía del tubo que utiliza mayor radiación, lo que en conjunto hace que no aumente la dosis de radiación total).
LIMITACIONES DE LA ENERGIA DUAL:
Una de sus principales desventajas es que A. No se puedan diferenciar más elementos. Cuando se consiga realizar una separación espectral más amplia será posible distinguir otros cálculos urinarios distintos a los de ácido úrico y calcio. Algo similar ocurre con los componentes de la placa de ateroma, donde solo es capaz de diferenciar el calcio. B. El número de imágenes generadas triplica las de un estudio convencional, lo que representa un problema de almacenamiento para los sistemas informáticos y, una mayor carga de trabajo para el radiólogo.
C. los artefactos. En los pacientes obesos, el ruido de la imagen puede ser tan elevado que dificulte la identificación de las lesiones asi como el análisis y la caracterización. En general, los sujetos con un índice de masa corporal alto (endomorfos)no son buenos candidatos para la ED. También los mapas de yodo pueden presentar importantes artefactos generados por el mal uso de la inyección de contraste. Probablemente se desarrollen nuevos protocolos que mejoren el uso del contraste y disminuyan estos artefactos. D. El alto coste de los equipos que ya han salido al mercado es otro gran inconveniente para implantar esta nueva tecnología.
tomografía de multiples detectores y resoluciones temporal:
La adquisición de imágenes a mayor velocidad, y con ello una mejor resolución temporal, ha sido una de las motivaciones más significativas que ha guiado el progreso de la tomografía computarizada. Esto se refleja no sólo con el desarrollo de la tomografía helicoidal y la rápida aceptación que esta técnica tuvo, sino también con la tomografía de múltiples detectores MDCT. En muy pocos años, el número de detectores ha aumentado considerablemente, (asi tenemos el tomógrafo de 320 detectores (Aquilion ONE, Toshiba Medical Systems, Otawara, Japón))
La MDCT (TC multidetector), ha permitido un avance muy significativo en la RESOLUCION TEMPORAL de la adquisición de las imágenes, que se refleja en una mejor fidelidad de las mismas, especialmente:
- para visualizar órganos, como el corazón, que se encuentran en constante movimiento
- para seguir el flujo del medio de contraste en aplicaciones de angiografía por tomografía computarizada.
El escáner MDCT de 320 detectores, por ejemplo, cubre una longitud en el eje z de 16 cm (320 x 0,5 mm), que es suficiente para tomar una imagen del corazón en una sola rotación del gantry.Esto minimiza errores producto del artefacto de movimiento y facilita el alcance de alta resolución espacial (de hasta 0,5 mm), en los tres ejes; e incluso elimina la necesidad del movimiento de la camilla, como es usualmente realizado en tomografía helicoidal
VENTAJA: aumento de la RESOLUCION TEMPORAL, permite: 1. tomar imágenes de otros órganos o estructuras en movimiento. 2. realizar de estudios funcionales, en estudios con medios de contraste, tales como análisis de la filtración glomerular de los riñones (que son el medio mas utilizado usualmente para la eliminación del medio de contraste), así como la perfusión de diferentes órganos. INCONVENIENTE: es importante recordar que aunque la MDCT permite reconstruir los datos con mejor resolución espacial, esto viene con el costo de una mayor dosis de radiación en el paciente, en especial cuando se desea alta resolución en z (<3 mm).
DISTRIBUCIÓN DEL EQUIPO DE TAC EN EL SERVICIO DE RADIOLOGÍA Las unidades de TAC de las primeras generaciones se disponían en 4 salas:
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En los TAC actuales de giro continuo, esta distribución por salas se reduce a 3 y en la mayoría de los casos a 2, que serían:
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Sala de exploración Es la sala donde se realiza el estudio y donde permanece el paciente durante toda la exploración. Es la más grande de todas, ya que los elementos incluidos en ella son de gran tamaño. Como en esta sala permanecerá el paciente durante todo el tiempo que dure la exploración (en casos de intervencionismo con TAC puede ser de una hora o más) es conveniente que el diseño, la distribución y la colocación de los elementos, así como los colores de las paredes y techos estén pensados para ofrecer la mejor sensación de tranquilidad y confianza para el paciente.
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Desde la sala de control debe poder visualizarse la sala de exploración para prevenir cualquier problema con la mayor brevedad posible. Esto se consigue con una mampara de cristal plomado que se encuentra separando ambas salas y permite la observación directa a través de ella. En algunas unidades existen además cámaras de circuito cerrado que están estratégicamente colocadas enfocando los sitios más inaccesibles.
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Los elementos que encontraremos en esta sala son:
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Sala de control o sala de mandos Es la sala donde se encuentra el personal técnico que va a realizar la exploración. Se encuentra comunicada con la anterior no solo visualmente (ventana de vidrio plomado) sino que también existe un interfono que permite hablar con el paciente. Debe poseer un sistema de control térmico que evite un exceso de temperaturas que pueden dañar el ordenador. Desde la consola de control, el técnico controla todos los procesos del TAC, tanto los elementos de la sala de exploración (Gantry y camilla), como los programas de archivo y trabajo incluidos en el ordenador que permiten obtener las imágenes, almacenarlas, manipularlas y realizar todas las operaciones de tratamiento de las imágenes obtenidas.
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Actualmente se compone de los siguientes elementos: 1. Consola de control o pupitre de mandos, que es el accesorio fundamental de esta sala. Y a su vez, posee lo siguiente:
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2. Ordenador, con los últimos avances informáticos y no necesita condiciones especiales de humedad y temperatura. Posee además, una gran capacidad de archivo, con una reducción de tamaño, lo que permite que se acople en cualquier rincón de esta sala. 3. Unidades de archivo y almacenamiento. 4. Cámaras reveladoras (o impresoras láser)
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Estudio de masas renales: Imagen de TCED realizada directamente con contraste intravenoso (A) donde se observan 2 lesiones renales. La de mayor tamaño corresponde a un quiste simple. La de menor tamaño no puede caracterizarse correctamente. En el posprocesado «sin contraste virtual» se observa que se trata de una lesión hiperdensa (B) y en el mapa de yodo la lesión no presenta realce (C) por lo que se trata de un quiste hemorrágico (flecha).