TOMOGRAFIA COMPUTARIZADA

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HISTORIA: Los fundamentos matemáticos de la TAC, fueron establecidos en el año 1917 por el matemático Austriaco J. Radón, quien probó que era posible reconstruir un objeto bidimensional o tridimensional, a partir de un conjunto de infinitas proyecciones. En 1963, el físico A.M. Cormack indicó la utilización práctica de los resultados de Radón para aplicaciones en medicina. Nacía así la llamada tomografía computada. El primer aparato de TAC, fue producido en el año 1967 por la compañía disquera EMI (Electric and Musical Industries) y se propuso la construcción del escáner EMI, que fue la base de la técnica para desarrollar la TAC, como una máquina que unía el cálculo electrónico a las técnicas de rayos X con el siguiente fin: Crear una imagen tridimensional de un objeto, tomando múltiples mediciones del mismo con rayos X desde diferentes ángulos y utilizar una computadora que permita reconstruirla a partir de cientos de "planos" superpuestos y entrecruzados. En 1971, en EEUU se instalan el primer equipo TAC especalizado en imágenes craneales.

DESCRIPCIÓN DEL PROCESO DE LA GENERACIÓN DE IMÁGENES POR TC: El tubo de Rx gira alrededor del paciente y da una información a los detectores, estos datos hay que ordenarlos para crear la imagen, pues donde el ordenador plasma el resultado es en la matriz. La matriz es una rejilla cuadrada compuesta de un número variable de cuadraditos, cada cuadradito recibe el nombre de PIXEL. Ahora nos fijaremos en un solo píxel, como si lo sacáramos de la matriz, vemos que el píxel tiene un grosor (grosor de corte) pues al píxel + el grosor de corte se le denomina VOXEL. El ordenador después de procesar toda la información, otorga un valor numérico a cada píxel (que se corresponde con el coeficiente de atenuación), este número del píxel se corresponde con un color en una escala de grises que tenemos si hacemos esto con todos los píxel tendremos una amplia gama de grises capaz de representar cualquier imagen.

TOMOGRAFIA COMPUTARIZADA

PARÁMETROS TÉCNICOS QUE INFLUYEN EN LA DOSIS: Se deben conocer y controlar todos los parámetros de adquisición de cualquier estudio en TC que finalmente van a influir en la dosis que va a recibir el paciente como por ejemplo la corriente del tubo y el tiempo de rotación, la energía del haz, el pitch o paso, la longitud del barrido y número de barridos.

MEDIDAS PARA DISMINUIR Y OPTIMIZAR LA DOSIS: Para optimizar la dosis en la TC, se deben aplicar los mismos principios al igual que en cualquier técnica de imagen médica las cuales emplean radiaciones ionizantes como:

Limitación: En las exploraciones diagnósticas medicas no hay límite de dosis para el paciente, aunque si existen dosis de referencia para diferentes estudios de TC.

Optimización: Se trata de obtener el estudio diagnóstico de TC con la dosis de radiación más baja.

Justificación: Primer paso para evitar una exposición innecesaria a la radiación.

CALCULO DE DOSIS: La dosis absorbida mide la cantidad de energía depositada por unidad de masa, su unidad en el sistema internacional es el gray (Gy) o sea que 1 Gy es igual a 1 julio/Km, la dosis equivalente es la dosis absorbida corregida por un factor que depende del tipo de radiación (RX, rayos gamma, radiaciones alfa, núcleos pesados, etc.), ya llegando a los parámetros de dosis en TC, se pueden sintetizar así:

La dosis efectiva estima el riesgo estocástico por la radiación del estudio.

EL DLP: Indica la dosis en el conjunto de la exploración.

EL CTDI: Representa la dosis media absorbida en cada sección irradiada.

EL CTDI: Caracteriza un tomógrafo en términos de dosis.

EL CTDI: Es el parámetro básico para la dosis en TC.

DESCRIPCIÓN DE LOS PRINCIPALES ARTEFACTOS PRESENTADOS EN TOMOGRAFÍA: Para entender un poco más que es el Artefacto en TC, este hace alusión a toda distorsión de una imagen real que se dificulta la visualización de las estructuras y tenemos:

IMPORTANCIA DE LA DOSIS EN TC: En los estudios de TC es la técnica de radiodiagnóstico que aporta más dosis a la población dado esto en un servicio la Tc puede alcanzar un 50% del total de la exposición a la radiación y es alta por diferentes motivos como: Algunos son inherentes a la propia técnica o sea la emisión continua de RX durante todo el giro. La extensión o longitud del barrido. La falta de protocolos optimizados para reducción de la dosis. El constante aumento de las radiaciones como por ejemplo los estudios innecesarios o incorrectamente indicados.

Artefactos de reconstrucción multiplanar: Son artefactos que se ven en escalera en las imágenes reconstruidas en otros planos cuando la adquisición original axial no es de grosor fino.

Artefactos debidos a razones técnicas:

Error por falta de estabilidad: Se produce cuando falta la sensibilidad de un detector o un grupo de ellos.

Falta de linealidad: Un sistema es lineal cuando para un objeto de atenuación homogénea y constante es leído por los detectores en cada proyección.

Alising: Se producen cuando en un corte un detector pasa de medir un fotón muy atenuado.

Artefactos debido al movimiento:

Movimientos del sistema: Se producen por desajustes en la sincronización tubo-detectores, movimiento de mesa.

Movimientos del paciente: Es el más común o frecuente ya que se busca en todo sentido la comodidad del paciente ya sea sedando o actuando sobre la programación del estudio empleando tiempos de rotación más cortos combinados con grosores de corte más anchos.

Razones Físicas:

Campo de barrido inadecuado: Se trata de un defecto en la medición por no encontrarse todo el objeto dentro de campo de radicación.

Déficit de fotones: Se produce cuando en un único giro se atraviesan estructuras que atenúan el haz mucho más que otras, ejemplo cuando se gira a través de los hombros el haz tiene que atravesar muchos más tejidos en las proyecciones laterales que en las anteroposteriores o posteroanteriores.

Error por falta de homogeneidad deleje Z: Se puede dar porque algún detector se encuentra mínimamente desplazado hacia adelante o hacia atrás.

Error por volumen parcial o promediacion: ocurre cuando dentro de un mismo Voxel hay estructuras con actuaciones muy diferentes. En la imagen se muestra un promedio de atenuación que no coincide con el de ninguna de las estructuras reales. Por ejemplo, si se incluye hueso y cerebro la atenuación promedia puede ser similar a un hematoma y esta se puede corregir reduciendo el grosor de corte o sea un voxel más pequeño.

Endurecimiento del haz: Los RX emitidos como un chorro de fotones que viajan a la velocidad de la luz y pueden ser caracterizados por su energía.

COMPONENTES DEL EQUIPO DE TOMOGRAFÍA

DETECTORES: Su función es convertir la energía de los rayos X en señal eléctrica proporcional a la absorción (densidad) de los tejidos. Los primeros escáneres de TC tenían un solo detector. Los más modernos utilizan numerosos detectores, en disposiciones que llegan hasta contener 2.400. En los tomógrafos multislice se usan detectores de fotodiodo más cerámicos. A los detectores lo podemos clasificar en dos categorías, detectores Sólidos de centelleo y detectores de gas. Detectores sólidos: El material de centellografía puede ser el Iodido de Sodio o de Cesio y en la actualidad se usa el Tungsteno de Cadmio. Detectores gaseosos: Se usaron en algunos tomógrafos de tercera generación ya en desuso

COLIMADORES: Los equipos de TC suelen tener dos colimadores: El colimador pre paciente el cual está colocado en la carcasa del tubo o próximo a ella y limita la zona que será irradiada en el paciente. Influye por tanto en el grosor de corte y en la dosis que recibirá el paciente. El colimador pre detector o pos paciente el cual está situado en la matriz de detectores. Habrá igual número de colimadores que de detectores, ya que cada detector tiene asignado su colimador.

TUBO DE RX: Es similar a cualquier tubo de rayos x, está provisto de un sistema de refrigeración por circulación de aceite. Existen tubos con ánodo metálico o de grafito, estos últimos con menor disipación de calor. En la mayoría de los tubos se usan rotores de alta velocidad para favorecer la disipación del calor.

GANTRY: Es la carcasa que contiene un tubo de rayos X, la matriz de detectores, el generador de alta tensión, DAS y los soportes mecánicos. Estos subsistemas se controlan mediante órdenes electrónicas transmitidas desde la consola del operador, y transmiten a su vez datos al ordenador Los gantry poseen una serie de botones en el cual permiten controlar algunas funciones coma la angulación (TILT) de 0° a 25°/30° hacia la cabeza (BWD) o hacia los pies (FWD), entrar o sacar la camilla del gantry, subir y bajar la camilla y controlar una series de haz de luz o laser en el cual nos va a permitir posicionar el paciente.

VENTANA: Es un valor numérico a cada pixel, que se corresponde con el coeficiente de atenuación, y a su vez este número del píxel se corresponde con un tono en la escala de grises, Calculando esto con todos los píxeles, se obtiene una gama de grises capaz de representar cualquier imagen. ESCALA HOUNSFIELD: Es el número asignado a cada pixel en la imagen final de una TC y es la expresión de la densidad de aquello que es irradiado.

EVOLUCION

TC multidetector: La TC multidetector, es una mejora significativa en el sistema 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; es decir, de la cabeza a los pies del paciente, lo que va a permitir un único giro del tubo y de esta forma obtener varios cortes de simultáneamente.

TC secuencial y helicoidal: El siguiente salto evolutivo y para mejora de los actuales surgió en el año 1987 con el desarrollo del anillo deslizante que para esa época era la principal limitación de la TC era el tiempo que se necesitaba para realizar un estudio completo; después de realizar una rotación completa de 360°, los cables que conectaban los diferentes componentes que rotan (tubo y detectores) tenían que parar y rotar en dirección inversa para poder realizar una nueva rotación y adquirir nuevas imágenes, al realizar todo el proceso tardaba más en la adquisición de una imagen ya que el proceso podía demorarse entre 8-10 segundos por corte, de los cuales solo 1 o 2 segundos eran de adquisición de imagen real.

TC de cuarta generación: En el año 1976 se desarrolló una cuarta generación de equipos, en los que se colocaron una circunferencia completa de detectores fija alrededor del gantry y solo se desplazaba el tubo girando alrededor del paciente; esta tecnología no aporto ninguna ventaja sustancial con respecto a los de tercera generación y coexistió con ellos, hasta que se abandonó con el desarrollo de los equipos multidetector.

TC de tercera generación: El mayor avance fue el desarrollo de un movimiento de rotación continuo sincrónico del tubo y los detectores sin movimiento de traslación, esto se consiguió ensanchando el haz de rayos 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 ido aumentando desde los 250 utilizados inicialmente hasta los aproximadamente 750 de un equipo moderno. El desarrollo de esta generación fue en 1975 y podía adquirir cortes en 5 segundos; los equipos actuales siguen usando esta geometría con mejoras y pueden adquirir imágenes en menos de un tercio de segundo.

TC de segunda generación: La TC de segunda generación continúa siendo equipos con movimientos separados de traslación y rotación. El principal avance en comparación con anteriores, es que usan varios haces lineales de rayos X, cada uno de los cuales es recogido por un detector independiente. Cada rayo presenta una angulación con respecto al adyacente; de tal manera que en una única traslación se obtienen varias proyecciones, de esta manera se reduce el número de rotaciones que tiene que realizar el equipo y por ende el tiempo de adquisición del estudio disminuye.

Escáneres de primera generación (Tipo I Translación-rotación): El funcionamiento se basaba en un tubo de Rx y un detector dispuestos en posiciones opuestas, este sistema hace el movimiento de translación rotación recorriendo una zona determinada, repiten el proceso hasta conseguir los cálculos correspondientes a un ángulo de 180º sobre el mismo eje. Para obtener un corte topográfico son necesarias muchas mediciones y, por lo tanto varias rotaciones del sistema, lo que nos lleva a tiempos de corte muy grandes (superiores a 5 minutos). Se usaban para hacer solos estudios de Cráneos.

PROTECCIÓN DE ÓRGANOS RADIOSENSIBLES: En los estudios de Tc, la dosis de radiación es alta en la zona o zonas incluidas en el estudio y la radiación dispersa tiene menos importancia que en otras técnicas radiológicas, es por este motivo que la principal medida de protección de os órganos más sensibles a la radiación es no incluirlos en el rango del estudio si no es estrictamente necesario, y ya al pasar a los diferentes protectores tenemos:

Modulacion de crriente en órganos sensibles: Con estos sistemas de modulación, el equipo reduce el miliamperaje cuando el tubo de RX en su rotación se encuentra directamente situado sobre los órganos más sensibles (mama, tiroides, cristalino) y mantiene una intensidad de corriente más alta en las proyecciones restantes, consiguiendo una eficaz disminución de dosis sobre estos órganos superficiales sin reducir la calidad e imagen.

Protectores de bismuto: Para protección superficial y que van a ser incluidos en el rango del estudio como el cristalino en estudios de cabeza, el de tiroides en el cuello o tórax y la mama en TC de tórax.

PARÁMETROS DE RECONSTRUCCIÓN DE IMAGEN: Estos no influyen directamente en la dosis de radiación impartida al paciente pero si van a influir en el ruido de la imagen, si las imágenes obtenidas con estos parámetros tienen menos ruido se pueden modificar los parámetros de adquisición, reduciendo la dosis en los algoritmos de reconstrucción, el grosor de corte, los métodos de reconstrucción iterativa, las ventanas de visualización de las imágenes.

MODULACIÓN AUTOMÁTICA DE LA DOSIS: Están incorporados en todos los equipos de TC modernos, ajustan la corriente del tubo en función de la atenuación de los tejidos en cada giro alrededor del paciente.

Modulación angular en plano X-Y: Como el cuerpo del paciente no es cilindro homogéneo el sistema aumento la corriente en las proyecciones en la que se atraviesa más tejidos.

Modulación longitudinal en el eje Z: Basándose en los datos de la radiografía de planificación (topograma o scout view en una o dos proyecciones) el sistema varia de la intensidad de corriente en función del volumen y la atenuación de los tejidos que el haz rayos X atraviesan cada corte.

FACTORES QUE INFLUYEN EN LA DOSIS EN TC: Los factores son fundamentales la edad y el peso, los menores (niños) tienen una mayor sensibilidad a la misma dosis y los protocolos para adultos conducen a mayores dosis efectivas, los pacientes de mayor tamaño reciben más dosis de radiación porque el porcentaje de dosis absorbida por el paciente es mayor y llegan menos fotones a los detectores, por lo que es necesario incrementar la dosis emitida; en cuanto a los factores técnicos hay que considerar el miliamperaje el kv pico, el pitch el tiempo de giro la cobertura o longitud de barrido la colimación la configuración de los detectores y el tipo de barrido helicoidal frente a secuencial.

CARACTERÍSTICAS DE LA IMAGEN

RECONSTRUCCIÓN DE LA IMAGEN: Se puede entender, que para este proceso tanto la imagen del monitor como la zona estudiada del paciente se debe dividir en cuadricula utilizando el sistema de abscisas y ordenadas, cuanto mayor sea el número de filas y columnas habrá más celdillas o puntos de imagen y se denominan Matriz, cada uno de estos pequeños cuadritos de la matriz, recibe el nombre de pixel, es decir que una vez el ordenador ha digitalizado y procesado los datos, este valor corresponde a la medida de atenuación que sufrieron los distintos fotones de RX, por lo tanto no se puede representar en la imagen algo más pequeño que un vóxel.

ATENUACION: Se entiende por atenuación a la radiación producida por un tubo que emite un haz fino de RX con una energía constante y este se pude llamar haz primario, pero al atravesar un objeto este absorbe una parte de la energía al producirse los choques de los fotones X con los átomos de ese objeto y esto dependerá de: El número atómico de esa sustancia, que corresponde al número de protones e electrones de los átomos que la forman. El espesor del objeto, a mayor grosor, mayor absorción. La densidad del objeto o masa de la sustancia por unidad d volumen, a mayor densidad, mayor absorción de energía.

FACTOR PITCH Y SU ROL EN LA ADQUISICIÓN DE LA IMAGEN: Es un parámetro del TAC Helicoidal o espiral donde existe rotación continua del tubo y el desplazamiento continuo de la mesa con el paciente; el factor de desplazamiento, o factor pitch, define la relación entre el movimiento de la mesa y la rotación del tubo de rayos X durante una exploración, y tiene un efecto determinante en la calidad de la imagen y en la dosis de radiación, el pitch se expresa de la siguiente manera: Pitch Movimiento de la mesa cada 360º(mm) / Grosor de corte(mm).

SISTEMA INFORMÁTICO: Es la compaginación de los datos que se trasmiten entre los detectores y la PC, para llegar a esto se toman las señales eléctricas de los detectores las cuantifica y envía los resultados en forma de valores numéricos en código binario a la PC.

PRESENTACIÓN DE LA IMAGEN POR TC: Una vez que el equipo tiene todos los datos, es necesario que forme una imagen interpretable. Además, se requiere que exista una forma común de presentación de la imagen para que los diferentes estudios sean comparables. Por convención, desde el inicio del desarrollo de la TC se decidió representar los valores de atenuación de cada pixel con un número que se conoce como número de TC. Las unidades que representan este valor se denominaron unidades Hounsfield (UH) en honor al inventor de la TC, las UH representan el porcentaje de la atenuación del haz de rayos X del que es responsable cada vóxel. Para la formación de la imagen se utiliza una matriz de pixeles y la técnica de retroproyección filtrada.