mod1_Clase1_utilidad_diagnostica_RPM_2016

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UTILIDAD DIAGNÓSTICA, CLASIFICACIÓN DE LOS TC Y CONFIGURACIÓN DE UN TC T.M. Rodrigo Pizarro MuñozEsta clase se organiza de la siguiente manera:Comenzamos el curso dando una definición a “Tomografía Computada” para luego ir analizandosus principales características, entregando una pincelada de su historia, de manera de poderentender esta técnica de imagen médica desde sus orígenes. Pasamos luego a estudiar cómo segenera, a grandes razgos, una imagen de TC y sus principales características. Todos estos temasse van explicando en mayor profundidad en clases posteriores.Finalmente, pasamos a estudiar la configuración estándar de un equipo de TomografíaComputada, sus ejes de referencia y cómo se clasifican, de acuerdo a su geometría dedetección, a su modalidad de barrido y al número de cortes que se obtienen por rotación deltubo. Y para terminar esta clase, pasamos a estudiar cuáles son los componentes másimportantes de un equipo TC.Comencemos entonces.Partamos de lo más básico o esencial, ¿por qué el nombre “Tomografía Computada”?Desde el punto de vista etimológico, “Thomos” significa corte o sección, “Graphia” significagráfico o imagen, y “Computada” se refiere a que necesita un computador para procesar losdatos. Por lo tanto, “Tomografía Computada” es la imagen bidimensional de distintas secciones ocortes transversales de un cuerpo en estudio, que requiere de un computador que analice losdatos y los procese para generar la imagen de ese corte.En sus comienzos, esta técnica de imagen se denominaba TAC (Tomografía Axial Computada)porque solamente se podían obtener cortes axiales, es decir, cortes perpendiculares al ejelongitudinal del cuerpo, sin embargo, actualmente hablamos de TC (Tomografía Computada)porque podemos obtener cortes en cualquier dirección del espacio mediante reformacionescomputacionales como se verá más adelante en el curso.En una definición más completa, vamos a decir que “Tomografía Computada” es un proceso enel cual, a través de una pequeña sección transversal del cuerpo, se generan múltiplesproyecciones de Rayos x, que al ser analizados y procesados computacionalmente, se lograreconstruir una imagen digital, que representa en forma clara en la pantalla, a través dediversas tonalidades de gris, las diferencias entre los tejidos que componen la sección corporalestudiada.Por lo tanto, de acuerdo a su definición, las principales características de esta técnica de imagenson las siguientes: 1. Uso de Rayos X 2

2. Representa principalmente una sección Transversal del cuerpo en estudio. 3. Es “Computada”, es decir, requiere análisis computacional para procesar los datos. 4. Es una imagen Digital. 5. Mediante distintas “Tonalidades de gris” se representan las diferencias entre los tejidos.Vamos a analizar cada una de ellas de forma particular, para generar una idea general de estatécnica.I- RAYOS XLo primero que debemos tener claro es que la Tomografía Computada utiliza Rayos X, que sonlos mismos que descubrió Wilhelm Roentgen (fig. 1) en 1895, quien trabajando en su laboratoriodescubrió esta radiación ionizante a la que dio por nombre Rayos X, por desconocer sunaturaleza. Gracias a esto, Roentgen recibe el premio Nobel de Física en 1901. También obtienela primera radiografía de la mano de su esposa (fig. 2).Fig. 1. Wilhelm Roentgen Fig.2. Primera radiografíaA partir de entonces, los Rayos x son utilizados en medicina, por su capacidad de atravesar, enmayor o menor medida, los distintos órganos del cuerpo humano. Este tipo de radiaciónionizante se utiliza desde esos momentos para la realización de Radiografías Convencionales,técnica de imagen para examen diagnóstico en la cual el tubo de rayos x se encuentra estáticoespacialmente y la radiación emitida atraviesa el cuerpo atenuándose en su trayecto ygenerando determinada tonalidad de gris en la placa radiográfica, de acuerdo a la absorción odispersión que ha tenido en los distintos tejido (fig.3). 3

Fig.3. Técnica de Radiografía Convencional 4

De esta manera, se logran obtener imágenes bidimensionales del cuerpo en que se puedendistinguir diversas estructuras dependiendo de la zona estudiada. Sin embargo, presentaalgunas desventajas. 1. Alta dispersión del haz primario de Rx. Debido a que las áreas a radiografiar generalmente son amplias, la cantidad de radiación dispersa representa el 50% o más que los Rx absorbidos por la película radiográfica, incluso utilizando grilla, capaz de remover altos niveles de dispersión. Esta radiación dispersa disminuye el contraste de las distintas estructuras de la imagen del sujeto estudiado. 2. Superposición de estructuras. Debido a que la radiografía representa un volumen tridimensional en una imagen de 2 dimensiones. Como consecuencia, los tejidos que están por delante y por detrás de la estructura en estudio, son superpuestos, lo que dificulta la visualización de tejidos blandos principalmente. 3. Pobre Resolución de bajo Contraste. Debido a lo anterior, la correcta visualización de pequeñas diferencias de atenuación de los distintos tejidos, es prácticamente, imposible de realizar. Por ejemplo, en una radiografía de cráneo (fig.4) no se puede diferenciar sustancia gris de sustancia blanca, ni visualizar núcleos de la base, ni ventrículos, etc. En una radiografía de abdomen, no se puede diferenciar correctamente los límites del páncreas, bazo, intestinos, etc (fig.5).Fig.4. Radiografía lateral de cráneo Fig.5. Radiografía abdominal 4. Ineficiente absorción de Rx. Antes de la introducción de las pantallas intensificadoras de tierras raras, la eficiencia de absorción de las películas-pantallas de tungstenato de calcio era solamente de un 25%. Es decir, el 75% del haz de Rx disponible, o sea, el 75% de la información, era desperdiciada.Todos estos temas eran conocidos mucho antes del desarrollo de la Tomografía Computada, loque llevó a los investigadores a considerar mejoras respecto a la eficiencia del uso de los RayosX en la obtención de imágenes diagnósticas. Por ejemplo, tanto la nitidez y el contraste de las 5

imágenes obtenidas podrían mejorar si la radiación y la visualización de estructuras se limitara acortes seccionales individuales a través del cuerpo, lo que podría presentarse como imágenesbidimensionales sin que exista una significante superposición de estructuras. 6

II. SECCIÓN TRANSVERSALEl objetivo de la Tomografía Computada es realizar cortes de una sección transversal del cuerpoprincipalmente (es decir, perpendicular al eje longitudinal de la estructura en estudio) de lamanera menos invasiva posible. Por lo tanto, la idea es, obviamente, no tener que seccionar nicortar el objeto que estamos estudiando (fig.6). Fig.6. Cortes transversales de un cuerpo humanoEntonces, ¿cómo lograr este objetivo?Bueno, el fundamento matemático en que se basa la Tomografía Computada fue desarrolladopor Johan Radón (fig.7), matemático Austriaco, que en 1917, desarrolla una teoría que indicaque toda estructura interna de un objeto puede determinarse si se conoce el valor de lasintegrales de todas la infinitas proyecciones que pueden pasar a través de él (fig.8). 7

Fig.7. Johan Radón Fig.8. Postulado de RadónRadón indica que, si conocemos todos los valores integrales de las infinitas proyecciones quepasan a través del objeto que estamos estudiando, podríamos incluso reproducir latridimensionalidad del objeto. En Tomografía Computada, estas infinitas proyecciones se podríanobtener con la utilización de los rayos x. Sin embargo, como este trabajo se desarrolló en 1917,época en que la tecnología computacional era nula, Radón tenía que hacer todos sus trabajosmanualmente, por consiguiente, no pudo poner en práctica esta teoría.Por tanto, la TC llega a ser posible gracias al desarrollo de la moderna tecnología computacionalde los años 60 y ahí aparece la tercera característica de la tomografía computada, que es lanecesidad de un computador para analizar una inmensa cantidad de datos y generar la imagen.III.- COMPUTADAComo es imposible analizar un conjunto infinito de integrales de proyección, en estos años(década del 60), se demuestra que, aunque con un número finito de ellas nunca se podríareconstruir exactamente el interior del objeto estudiado, si se toma un conjunto adecuado ysuficientemente alto, se lograría reconstruir una imagen aproximada muy confiable de él.Así en 1955, la computación se comienza a introducir en radiología, principalmente con cálculosrápidos y exactos de la distribución de dosis en el cuerpo humano, al ser expuestos a radiaciónionizante.En estos trabajos destaca principalmente el físico sudafricano Allan Cormack (fig.9), quien entre1957 y 1963 desarrolló un método para calcular la distribución de la absorción de la radiación enel cuerpo humano basado en mediciones de la transmisión. Cormack, trabajaba haciendoplanificaciones en el tratamientos de radioterapia en un hospital de Sudáfrica, y en sus 8

investigaciones se dio cuenta que podía saber cuánta radiación absorbe el cuerpo humano ensus diferentes partes, haciendo mediciones de la transmisión de la radiación. Gracias a esto,postuló que debía ser posible desplegar incluso la más mínima diferencia de absorción (fig10).Fig.9. Allan Cormack Fig.10.Postulado de CormackSin embargo, no pudo poner en práctica su teoría.Hasta que en 1972, se logra la implementación práctica y exitosa de este postulado, por quiendesde 1967 estuvo interesado en patrones y técnicas de construcción de imágenes utilizando lacomputadora y a quien se le considera el padre de la Tomografía computada: GodfreyHounsfield (fig.11). 9

Fig.11. Godfrey HounsfieldHounsfield, en esa época, trabajaba para la empresa EMI (que es la misma que conocemos hoycomo la Compañía disquera), pero en aquellos tiempos tenía un departamento de investigaciónpara la cual trabajaba. Cabe destacar también, que desarrolló su técnica de Tomografíacomputada, sin conocer los trabajos de Radón ni Cormack.Y, ¿cómo logro esto?Bueno, el equipo de Tomografía Computada desarrollado por Hounsfield, fue creadoexclusivamente para examinaciones de cráneo, el cual contaba con un tubo de rayos x ysolamente un detector de radiación (fig.12).Fig.12. TC desarrollado por Hounsfield Fig.13. Geometría TC de HounsfieldComo se ve en la imagen de la fig.13, el tubo de rayos x está arriba y abajo, estrechamentevinculado a éste, el detector (un único detector de radiación ionizante). Desde el tubo de rayos xse emite radiación electromagnética que pasa a través del paciente, se atenúa y es captada porel detector. Este haz de radiación tenía un tamaño de 3mm en el plano del corte y de 13mm de 10

ancho perpendicular al corte, es decir, a lo largo del eje del sujeto. Debido a la angostura deeste haz, de sólo 3mm, se le conoce como “Pencil Beam”.Debido al pequeño tamaño del haz de radiación, para abarcar la estructura completa, es decir,para lograr cubrir y escanear un corte completo del cerebro del sujeto, este conjunto Tubo-Detector debía avanzar en pasos discretos desde la “posición 1” a la “posición 160”, en unmovimiento denominado “Traslación” (Fig.14). Fig.14. Movimiento de Traslación del sistema Tubo-DetectorEste movimiento de traslación va paso a paso moviendo el tubo de rayos x junto con el detectoren ciento sesenta pasos discretos. Luego todo este conjunto tubo-detector giraba en 1° ycomenzaba todo otra vez, desde el punto número uno hasta el ciento sesenta, luego giraba ungrado más y nuevamente se repetía lo mismo, hasta completar un giro de 180°. Estemovimiento de giro de un grado a la vez, se le denominó movimiento de Rotación. Por lo tantoen este primer equipo TC, el conjunto Tubo-Detector realiza el movimiento de traslación y derotación.A cada uno de los pasos discretos del conjunto Tubo-Detector en su movimiento de traslación,se le llama “Rayo” o “punto de dato”, y al conjunto completo de rayos en este movimiento detraslación se le llama “Proyección”. Considerando que se tomaron ciento sesenta puntos dedatos en cada movimiento de traslación y giraba 1° en cada paso, llegando a 180° (fueron 180proyecciones), podemos calcular que se obtuvieron 28.800 puntos de datos para obtener unaimagen.De esta manera, en la primera aplicación clínica de esta técnica, se logra obtener la 1ra imagenmédica de Tomografía Computada (fig.15), lograda en el Hospital Atkinson Morley, en Londres,1972. Aquí, Hounsfield trabajaba junto al Dr. James Ambrose (Neurorradiólogo). En esta 1raimagen de TC se logró observar un quiste en el lóbulo frontal del sujeto, por lo que esta técnicadiagnóstica fue aceptada de inmediato por el cuerpo médico, tanto clínico como radiológico. 11

Fig.15. Primera imagen clínica de Tomografía ComputadaCabe destacar también, que gracias a sus trabajos, Hounsfield y Cormack reciben juntos elpremio nobel de Medicina en 1979.IV.- IMAGEN DIGITALLa Tomografía Computada es la primera modalidad de imagen radiológica que proporcionóexclusivamente imágenes digitales computarizadas. Por lo tanto, debemos tener claro: ¿qué esuna imagen digital?Una imagen Digital es una representación bidimensional de un objeto a partir de una matriznumérica, cuya información se compone de números binarios (fig.16). 12

Fig.16. Una imagen de TC es una imagen digitalEn una imagen de Tomografía Computada, podemos distinguir esta matriz numérica. Si nosacercamos a la imagen y nos enfocamos solamente en una parte de ella, nos damos cuenta que,en realidad, está formada por múltiples celdillas, como se aprecia en la siguiente figura (fig.17). Fig.17. Representación de las múltiples celdillas que conforman una imagen de TCEs decir, toda imagen TC está formada por esta matriz, en que cada uno de estoscompartimentos o celdillas recibe el nombre de “elemento de imagen” o también llamado PIXEL,por la contracción del inglés “picture element”.Sin embargo, debemos tener claro además, que lo que vemos, esta matriz de elementos deimagen, es una representación bidimensional de lo que, en realidad, es un volumen deinformación, es un corte, y por lo tanto, tiene un grosor. Por ejemplo, en el caso de la 1raimagen TC clínica obtenida por Hounsfield, el grosor de ese corte equivale al grosor del haz derayos x en el sentido del eje del paciente, es decir, 13mm. Este grosor del corte influye en lacaracterística que va a presentar el pixel y, por consiguiente, influye en la detectabilidad deestructuras pequeñas.Por lo tanto, cada uno de estos cuadraditos o celdillas, que son los elementos de imagen,llamados Píxeles, en realidad tienen un volumen, una profundidad, cada uno de ellos, y a estevolumen se le denomina Voxel, del inglés, “volume element” o “elemento de volumen”, como seobserva en la fig.18. 13

Fig.18. Representación del voxel en TCDe esta manera, vamos a obtener una imagen determinada dependiendo de la cantidad depíxeles que ella contenga, y del grosor de los voxeles (grosor del corte). En la primera imagende TC se utilizó una matriz de 80 x 80, es decir, de 80 pixel en sentido vertical y 80 pixel ensentido horizontal, lo que daba una matriz completa de 6.400 elementos de imágenes, con ungrosor de corte de 13mm.Actualmente los equipos de Tomografía computada utilizan principalmente unas matrices de 512x 512, es decir 512 pixeles horizontales y 512 pixeles verticales lo que da una matriz muchomás amplia (262144 puntos de imagen), y por lo tanto, la imagen obtenida presenta muchomayor detalle y mayor nitidez (fig.19). Fig.19. La calidad de la imagen es mejor al aumentar la cantidad de pixeles 14

La información que contiene cada uno de estos elementos de imagen es información numéricabinaria, es decir, de 0 y 1, cuya combinación va a determinar la característica que va a presentarese pixel. En el caso de TC, la combinación de determinada cantidad de números binarios va adeterminar el nivel de gris que le corresponde a cada pixel.Por tanto, lo que debemos saber ahora, para saber qué es esa información binaria es:¿Qué es un bit? Un “bit” viene de la contracción del inglés “binary digit” (“dígito binario”). Una imagen que tieneun bit por pixel, significa que cada elemento de imagen, es decir, cada pixel de esa imagen, va apoder elegir entre dos valores: 0 ó 1, en que, por ejemplo, el valor 0 puede ser presentadocomo el color negro y el valor 1 como color blanco. Si una imagen tiene 2 bit por pixel, ya lacombinación de los 0 y 1 va ir aumentando, vamos a tener el 00, 01, 10, 11, lo que en laimagen se puede traducir como: 00 (negro), 01 (gris oscuro), 10 (gris claro), 11 (blanco). Esdecir, una imagen de 2 bit por pixel ya nos permite tener 4 posibles niveles de gris. En unaimagen que tiene 3 bit por pixel, vamos a tener 8 combinaciones posibles, por lo tanto, con 3 bituna imagen puede tener, en cada uno de sus pixeles, cualquiera de los 8 niveles de grisesposibles (fig.20). Fig.20. Cantidad de alternativas de un pixel al aumentar el n° de bit.En general, la fórmula para saber de la cantidad de niveles a la que puede optar cada uno de lospixeles es: 2n (donde “n” es el número de bit por píxel).Como se trata de una imagen digital, por lo tanto, estos distintos niveles de gris se diferencianen pasos discretos, es decir, en la imagen de la Tomografía Computada no tenemos un 15

continuo de niveles de gris, como una imagen analógica, sino que, cada uno de los grises a losque puede optar cada elemento de imagen es un valor determinado, discreto, particular, que vaa depender de la combinación de estos números binarios (fig.21). Fig.21. Dentro de la imagen TC la cantidad de niveles de gris es una escala de valores discretos.V.- NIVELES DE GRISComo se dijo antes, en una imagen digital, la fórmula para saber la cantidad de valores a la quepuede optar cada uno de sus elementos de imagen es 2n. En general, en TomografíaComputada, se trabaja con 12 bits por píxel, lo que nos permiten obtener 4096 (212) niveles degris. Es decir, cada píxel, en una imagen de Tomografía Computa, que trabaja con 12 bit va apoder optar a cualquiera de los 4096 niveles de gris posibles. Por lo tanto, como son tantosniveles de gris, para el ojo humano, es imposible distinguir estos pasos discretos y nos va aparecer como si fuera un contínuo de grises (fig.22). 16

Fig.22. Para el ojo humano, la cantidad de valores discretos de niveles de grises parecen un contínuoSin embargo, tenemos que saber y tener claro que, en realidad, son valores discretos de nivelesde gris.Por lo tanto, con el tamaño de la matriz utilizado actualmente, de 512 x 512, e incluso algunostrabajan con 1024 x 1024 hoy en día, y la cantidad de niveles de gris disponibles (4096 engeneral), pues también otros Tomógrafos Computados trabajan con 16 bit, para el ojo humano,casi no hay diferencias entre una imagen digital y una analógica.Ahora, en Tomografía Computada, el OBJETIVO ES QUE LOS DISTINTOS NIVELES DE GRISASIGNADOS A CADA ELEMENTO DE IMAGEN DEBEN REPRESENTAR EL TEJIDO CONTENIDO ENCADA UNIDAD, es decir, en un corte seccional de abdomen, por ejemplo, un pixel que está enhífado se debe diferenciar de un pixel que está tejido adiposo y éste a su vez de un pixel queestá en hueso, o en aire, etc, poder diferenciar cada uno de los tejidos en un imagen deTomografía Computada (fig.23). 17

Fig.23. Imagen corte transversal de TC de abdomenEntonces, surge la pregunta: ¿QUÉ ES LO QUE REPRESENTA REALMENTE CADA NIVEL DE GRIS?Bueno, la intención de la Tomografía Computada, es medir la ATENUACIÓN que ha tenido el Rxen cada elemento de imagen, de manera tal, que se pueda diferenciar, en cada pixel, el tipo detejido que le corresponde.Por lo tanto, el principio básico de la TC consiste en MEDIR LA DISTRIBUCIÓN ESPACIAL (ESDECIR, SU POSICIÓN EN EL PLANO XY) DE UNA CANTIDAD FÍSICA QUE VA A SER EXAMINADADESDE DISTINTAS DIRECCIONES ESPACIALES Y COMPUTAR ESTOS DATOS PARAREPRESENTARLOS EN LA IMAGEN FINAL.Pero entonces, ¿qué es esa cantidad física?Como sabemos, la intensidad de la radiación emitida por el tubo de Rx disminuye luego deinteractuar con el cuerpo estudiadoA esta disminución de la intensidad de la radiación producto de sus distintas interacciones con elcuerpo, las cuales pueden ser: Efecto Fotoeléctrico, Efecto Compton, Dispersión Clásica, etc., sele conoce como ATENUACIÓN.Esta ATENUACIÓN del haz de radiación equivale a la ABSORCIÓN de los rayos x y a DISPERSIÓNde los mismos, y depende de 4 factores principales, que son (fig.24): 1. N° atómico del material, pues mientras más mayor el número anatómico del material que está atravesado por los rayos x, mayor es la atenuación. 2. El Espesor del material también influye, pues también, mientras mayor es el espesor del material que está siendo irradiado por los rayos x, mayor es la atenuación del haz. 3. Densidad del material irradiado. También, al aumentar la densidad del material, mayor es la atenuación de la radiación ionizante. 18

4. La energía del haz. Mientras mayor es la energía del haz, menor la atenuación que va a tener al ir atravesando el cuerpo. Fig.24. Factores principales que afectan la atenuación de la radiaciónAdemás, como trabajamos con radiación electromagnética, la atenuación del haz por un materialespecífico, se rige por la Ley de Atenuación Exponencial, también conocida como Ley deLambert–Beer (fig.25), la que indica: La intensidad de los rayos transmitidos, es decir, la que va a ser detectada por estosdispositivos de detección de rayos x, es igual a la intensidad de la radiación original, es decir, laque emite el tubo de rayos x, multiplicado por la constante e, cuyo exponente es lamultiplicación de “-µ x d”, donde “µ” es el coeficiente de atenuación lineal (específico para cadamaterial y que depende de la intensidad de la radiación) y “d” es el espesor de cada materialatravesado por los rx.Fig.25. Ley de Atenuación Exponencial o Ley de Lambert-Beer 19

Ahora ¿cuáles de todos estos datos son conocidos por el equipo de TC?Bueno, el TC va a saber cuál es la intensidad de la radiación emitida, es decir, conoce I0 (quedepende de los parámetros que escojamos, como kVp, mAs, etc). También se conoce e, porquees una constante. También se sabe la distancia que recorren los rayos x, y se conoce también laintensidad de la radiación que recibe (que es captada por los detectores). Es decir, la incógnitaque nos queda es conocer µ.Entonces ¿Qué tenemos que hacer para calcular todos estos coeficientes de atenuación?Bueno, para poder generar una imagen, un número suficientemente alto de integrales deatenuación o valores de proyección deben ser registrados. En el esquema que se muestra acontinuación, se escanea un corte de cerebro, como la experiencia que tuvo Hounsfield, con eltubo de rayos x y el detector unidos en un movimiento de traslación. Conjunto que se van amover en forma lateral para abarcar completamente el diámetro del cráneo.En cada uno de los 160 pasos discretos, el detector mide la intensidad de la radiación. Losprimeros puntos, al igual que los últimos, van a medir la misma intensidad de salida del hazdesde el tubo de rx, porque no son atenuados en su trayectoria, pero mientras avanza y el hazde fotones interactúa con el sujeto, se van atenuando y la intensidad de radiación que capta eldetector, es menor. De esta manera, cada uno de estos 160 pasos son graficados en una curvade intensidad de radiación vs la distancia recorrida por el conjunto Tubo-Detector (fig.26). Fig.26. Movimiento de Traslación del sistema Tubo-Detector y registro de la intensidad del haz atenuado 20

Al unir todos los puntos de esta curva, se genera un perfil, llamado “Perfil de intensidad”. Si acada punto de este perfil se le calcula el logaritmo natural, Ln (I0/I), se obtiene el “Perfil deatenuación”, curva que se utiliza para generar la imagen de TC (fig.27). Fig.27. Perfil de Atenuación generado a partir del Perfil de IntensidadCon todo esto se tiene la información de una sola proyección. Sin embargo, para obtener losdatos necesarios para poder generar una imagen o corte axial, es necesario llevar a cabomediciones en todas las en todas las direcciones del espacio o, por lo menos, en un rangoangular de 180° (fig.28), para obtener los distintos perfiles de atenuación, con los cualesalcanzar los datos suficientes, que al procesar se pueda generar una imagen. Por lo tanto, segeneran sucesivos perfiles de atenuación para sucesivas posiciones angulares. 21

Fig.28. Se deben generar perfiles de Intensidad, por lo menos, en un rango angular de 180°¿Cómo se despliega toda esta información en la imagen final?Bueno, debido a que la cantidad física µ es fuertemente dependiente del espectro de energíautilizado, el análisis de estos coeficientes de atenuación van a ser desplegados en la imagencomo valores determinados, teniendo como referencia el coeficiente de atenuación del agua, enlos llamados NÚMEROS CT. Estos números CT, por lo tanto, van a ser específicos a cada tejido,en promedio, y su valor depende de la atenuación que ha tenido el haz de fotones en ese tejidocon respecto a la atenuación que presenta el haz en agua, de acuerdo a la siguiente fórmula:En que el resultado se expresa en UH (Unidades Hounsfield), en honor al creador de estatécnica.De acuerdo a esta fórmula, se obtienen dos puntos de referencia: el número CT del agua, quetiene un numero CT cero (µT = µagua), y el aire, que se considera que tiene un coeficiente deatenuación lineal de cero (µT = 0), por lo tanto, su número CT es -1000 unidades Hounsfield. Deesta manera, para cada tejido, se va a tener un rango característico de número CT. 22

Con todo esto, se genera una escala de N°s CT, como se observa en la siguiente figura, que vadesde el -1000 hasta el +1000, donde el valor cero corresponde al agua, como vimos antes. Enesta escala, cada tejido tiene un rango característico de UH. Así, por ejemplo, el tejido óseo(hueso compacto), que tiene un coeficiente de atenuación alto, va a tener N°s CT cercanos al+1000. El tejido pulmonar, por el contrario, al estar lleno de aire, tiene n°s CT bastantenegativos, cercanos al -1000 UH. En la escala, se aprecia también que el tejido adiposo (lagrasa) también tiene valores de UH negativas, entre el -80 y -100 UH. Los tejidos blandos,hígado, riñones, páncreas, etc y sangre, están en un rango de n°s CT entre el cero y el +80 UH,etc. (fig.29). Fig.29. Escala de Números CTLos tejidos que tengan valores de N°s CT cercanos al cero se van a llamar Isodensos , todos lostejidos que tengan UH más cercanas al +1000 UH se van llamar hiperdensos y van a tender alblanco y lo que estén por debajo del cero van a ser tejidos hipodensos, que van a tender alnegro en la escala de grises. Aunque también debemos comprender que los términos hipo ohiperdenso son términos relativos que permiten comparar un tejido respecto a otro. Porejemplo, podemos decir que el tejido adiposo es hipodenso respecto al tejido hepático normal.Como vimos antes, debido a que, en general, los equipos trabajan con 12 bits por pixel, cadaelemento de imagen puede optar a 212 valores distintos, es decir, cada pixel puede tomarcualquiera de los 4096 niveles de gris disponibles.Por lo tanto, la escala real de n°s CT va desde el -1024 UH, pasando por cero, hasta el +3071UH, así tenemos esta escala que considera los 4096 niveles de grises que puede optar cada unode los elementos de imagen (fig.30). 23

Fig.30. Escala de n°s CT que representa los 4096 posibles niveles de grisDentro de toda esta escala, para poder distinguir los distintos tejidos y patologías, de acuerdo ala estructura que queremos visualizar, debemos elegir 2 parámetros: El Ancho de Ventana (WW)y el Nivel de Ventana (LW).El ANCHO DE VENTANA determina el rango de N°s CT que serán desplegados en la imagen,porque si en la imagen se van estar representando siempre los 4096 niveles de gris todo va atener muy poco contraste, por lo tanto, va a ser difícil diferenciar las distintas estructuras.Entonces, nosotros debemos indicar al equipo TC qué rango de niveles de gris es el quequeremos que se represente, para poder destacar algunas características, y desplegarprincipalmente aquello que queremos visualizar. Este ancho de ventana (WW: Window Width),determina el contraste de la imagen: mientras mayor es el ancho de ventana, menos es elcontraste de la imagen, pues mientras mayor sea el WW, mayor cantidad de niveles de grisesvamos a estar permitiendo que se visualicen en la imagen, y por lo tanto, el contraste va hacermenor. Por el contrario, mientras menor sea el ancho de ventana, menor cantidad de grisesvamos a permitir que se visualicen en la imagen, por lo tanto, el contraste de la imagen va a sermayor (fig.31). 24

Fig.31. Ancho de Ventana (WW) en una imagen TCEl siguiente es otro ejemplo donde se ven 3 imágenes con un mismo nivel de ventana que es ladefinición que veremos a continuación, pero el WW, el ancho de ventana, es el que cambia,desde 150 UH hasta 700 UH (fig.32). Fig.32. Ejemplo de diferencia de contraste en una imagen TC por diferencia de WWEn la figura 32 se observa que la imagen que tiene un ancho de ventana de 150 UH presenta uncontraste mucho mayor que la que tiene un ancho de ventana de 700 UH.El otro concepto que debemos conocer es el NIVEL DE VENTANA, que corresponde al valorcentral de la escala de n°s CT dentro del ancho de ventana asignado a la imagen.Se selecciona de acuerdo al N°CT promedio de la estructura a estudiar. Por lo tanto, siquisiéramos estudiar principalmente algún hueso en particular, para poder visualizar bien unafractura por ejemplo, vamos a poner el nivel de ventana con valores cercanos al +1000 UH. Si 25

queremos estudiar pulmones, para evaluar nódulos pulmonares por ejemplo, o cualquierpatología del parénquima pulmonar, el nivel de ventana debe estar cercano al -1000 UH. Siqueremos estudiar un tejido blando del abdomen, el nivel de ventana debe estar entre el cero y+100 UH, etc.Por tanto, este nivel de ventana va a representar el valor central del ancho de ventana. Si porejemplo, elegimos un nivel de ventana de +50 UH y un ancho de ventana de 200 UH, vamos atener 100 valores por encima del +50 y 100 valores por debajo de él, por lo tanto, nuestraventana, nuestra escala números CT, va a partir desde el -50 UH hasta el +150 UH. Todos losvalores de N°CT en la imagen, que estén por debajo del -50 van hacer representados por elcolor negro, y todos los N°CT que están por sobre el +150 van a ser representados por el colorblanco.La característica de este valor es que el nivel de ventana va a determinar el ennegrecimiento dela imagen (fig.33). Como se ve en la figura a continuación, se mantiene un ancho de ventana de300 UH y el nivel de ventana es el que se varía desde el -60 UH, pasando por +40 UH hasta+100 UH. Fig.33. Diferencias de una imagen TC al variar el Nivel de VentanaSi la imagen tiene un ancho de ventana de 300 UH y el nivel de ventana es -60 UH, la imagen vaa tender a ser más blanca, porque al tener un ancho de ventana 300, significa que vamos atener 150 valores de grises sobre por el -60 y 150 valores de grises bajo el -60. Es decir, laescala de números CT representada en la imagen va desde el +90 UH hasta el -210 UH. Todoslos tejidos que tengan un valor de número CT mayor que +90 UH van a ser representados por elcolor blanco (la mayor parte de los tejidos blandos), y los que tengan un valor menor a -210 UHvan a ser representados por el negro.Veamos otros ejemplos. En las siguientes figuras se representa la escala de números CT desdeel -1024 UH hasta el +3071 UH, y de acuerdo a los tejidos que mejor queremos representar enla imagen, vamos a seleccionar los valores de Ancho y Nivel de Ventana. 26

Fig.34. Ejemplo n°1 WW y WLEn esta imagen (fig.34) tenemos un ancho de ventana de 1600 UH y un nivel de ventana de-600 UH, es decir, nuestro rango de valores van hacer desde el +200 UH hasta el -1400 UH.Todos los tejidos que tengan un N°CT por sobre el +200 van a ser blancos, y todos los que esténbajo el -1400 van a ser negros, por lo tanto, la imagen va a tender al color blanco (porque lamayor parte de los tejidos blandos se encuentran en el rango de n°s CT entre el 0 y el +100 UH,que en este caso están más cercanos al blanco).En la siguiente imagen (fig.35), tenemos un ancho de ventana más limitado, de 400 UH, y unnivel de ventana de +40 UH, es decir, tenemos 200 valores por sobre el +40 y 200 valores porbajo el +40, por lo tanto, nuestra escala, va estar entre el +240 UH y el -160 UH, y se obtieneuna imagen como se ve en la figura. 27

Fig.35. Ejemplo n°2 WW y WLSi consideramos otro ejemplo (fig.36), subiendo el nivel de ventana, para visualizar mejor tejidoóseo. Tenemos un ancho de ventana de 1500UH y un nivel de ventana de +450 UH, es decir,tendremos 750 valores por sobre +450 y 750 valores por debajo de +450 UH, por lo tanto,nuestra escala va desde el +1200 UH hasta el -300 UH. Recordar que todos los tejidos quetengan valores de N°CT por sobre el +1200 van a ser representados en blanco y todo lo queesté por debajo de los -300 van hacer representados en negro. 28

Fig.36. Ejemplo n°3 WW y WLCONSIDERACIONES TÉCNICAS EN TOMOGRAFIA COMPUTADAEn Tomografía Computada tenemos distintos Ejes espaciales de referencia que van a representarcómo se adquiere la imagen con respecto al eje del paciente. En todos los TomógrafosComputados, el eje Z, es el eje longitudinal del paciente y el plano XY es un plano perpendicularal eje Z, conformado por el eje X (horizontal) y el eje Y (vertical), que es el plano de la imagenaxial. Por lo tanto, el eje Z, va ser siempre el eje longitudinal del paciente y el plano XY, esperpendicular al eje Z y corresponde al plano de la imagen (fig.37).Fig.37. Ejes de referencia en Tomografía Computada 29

Para este curso, vamos a clasificar los equipos de Tomografía Computada desde 3 puntos devistas: I. Respecto a la Geometría de Detección. II. Respecto a la Modalidad de barrido. III. Respecto al número de cortes adquiridos por rotación del tubo de rx.I.- GEOMETRÍA DE DETECCIÓNEsta características de los equipos de Tomografía Computada se refiere a la estructurageométrica que le permite al TC obtener los datos de atenuación del haz de fotones para poderprocesarlos y generar las imágenes tomográficas, es decir, se refiere a si el tubo de rayos x estáíntimamente ligado con un detector, o con un conjunto de detectores; si este complejo Tubo-Detector debe realizar movimientos de traslación y rotación o sólo de rotación, etc, que dependede la capacidad de abarcar la estructura anatómica en estudio.Esta característica va de la mano con la evolución que han ido presentando los equipo deTomografía Computada, es decir, es una clasificación de acuerdo a las distintas generaciones deequipos TC que han ido apareciendo en el tiempo, con el objetivo de disminuir los tiempos deadquisición de datos.1.- Equipos TC de Primera generación.Se considera como primera generación de equipos TC, el primer prototipo, es decir, laexperiencia que tuvo Godfrey Hounsfield, en que el conjunto Tubo-Detector realiza elmovimiento de traslación y de rotación, pues el haz de radiación, en forma de Pencil Beam (esuna línea de rx muy colimada) no abarca la estructura anatómica en estudio con un solo puntode dato. Por lo tanto, el tubo de rx y el detector deben realizar el movimiento de traslación paraabarcar la anatomía que se quiere estudiar, luego el sistema del tubo- detector gira en 1º y segenera el movimiento de traslación nuevamente y así va girando hasta lograr los 180º, por lotanto, estos equipos de primera generación, utilizan el movimiento de traslación y de rotaciónpara obtener toda la información necesaria para generar una imagen.En esta primera generación de TC, el equipo desarrollado y fabricado por Hounsfield se llamóMark I, respaldado por EMI, y fue el primer Tomógrafo clínico diseñado para estudio de encéfalo.Adquiría 180 proyecciones cada 1º y 160 puntos de data (28800 en total) y se representaba laimagen en una matriz de 80 x 80, como se vio anteriormente (fig.38). 30

Fig.38. Equipo TC de 1ra generación2.- Equipos TC de Segunda GeneraciónPara ir disminuyendo los tiempos de adquisición de datos, aparece el TC de 2da generación, enque ya no es solamente un detector, sino más bien se tiene un arreglo de detectores en el eje X(30 detectores apróx) y, por lo tanto, el haz de rx ya no es en forma de lápiz (pencil beam), sinoque es un pequeño abanico, de 10° de apertura apróx. Entonces, al aumentar el rango queabarca el haz de rx en este arreglo de detectores, disminuye el tiempo de examinación. Sinembargo, de todas maneras, este pequeño abanico no abarcaba la estructura completa en unasola visualización, por lo tanto, también en este caso, el sistema Tubo-detectores debía realizarel movimiento de traslación, luego el sistema giraba en un grado determinado y comienzanuevamente el movimiento de traslación. Por lo tanto, estos scanner de segundo generación,también realiza el movimiento de Traslación-Rotación (fig.39). 31

Fig.39. Equipo TC de 2da generaciónEste tipo de TC fue fabricado por Ohio Nuclear, y recibió el nombre Delta Scanner. Sin embargo,no hubo beneficios reales en el tiempo de la obtención de la imagen debido al lentoprocesamiento computacional.3.- Equipos TC de Tercera Generación.Este tipo de geometría de detección incorpora un arco de detectores, que rota en conjunto con eltubo de rayos x cuyo haz de fotones se abre en un abanico más amplio abarcandocompletamente la anatomía a estudiar. Debido a esto, los TC de 3ra generación eliminan elmovimiento de traslación y, por lo tanto, el conjunto Tubo-Detectores sólo realiza el movimientorotación-rotación (fig.40). Fig.40. Equipo TC de 3ra generaciónEste equipo fue desarrollado en 1976 por GE, denominado Syntec-3000, e incorporó lautilización de un arco de entre 600 y 800 detectores gaseosos, y una apertura en abanico delhaz de rayos x entre 40° y 60° (fig.41). 32

Fig.41. Syntec-3000. Primer equipo TC de 3ra generación, desarrollado por GE4.- Equipos TC de Cuarta generación.Este tipo de geometría de detección involucra un anillo completo y estacionario de detectores,que envolvía al tubo de rx y al paciente, en que solamente el tubo giraba con un haz de fotonesen abanico, que abarcaba también al paciente completo. Este tipo de TC fue desarrollado en1978 por AS&E, que incorporó más de 4000 detectores en un anillo completo de 360° (fig.42). Fig.42. Equipo TC de 4ta generaciónSin embargo, no prosperó en el mercado debido a lo complejo de su construcción e instalación, yademás, la imagen obtenida presentaba falencias respecto a los TC de 3ra generación. 33

Por lo tanto, gracias a la capacidad de generar múltiples filas de detectores y a que permiteobtener una mejor calidad de imagen, prevalecen como los más importantes en uso y en elmercado, los equipos TC de 3ra generación. 34

II.- MODALIDAD DE BARRIDOEsta característica de los equipos TC se refiere a la forma en que el complejo Tubo-Detector giraalrededor del sujeto, mientras avanza la camilla, para adquirir los datos, es decir, si es unmovimiento contínuo, o si debe tener detenciones en la medida que avanza.De acuerdo a su modalidad de barrido, los Tomógrafos computados, se clasifican en: 1. TC Secuencial o corte a corte. 2. TC Helicoidal o Espiral.1.- TC Secuencial o corte a corteEn este tipo de modalidad de barrido, el equipo TC adquiere la información de un corte con unarotación del sistema Tubo-Detectores en 360° alrededor del sujeto. Debido a que hasta elmomento la necesidad de energía eléctrica del tubo de Rx y de la electrónica asociada eraalimentado por cables, era necesario movilizar el soporte del sujeto (camilla) y realizar lasiguiente rotación del sistema Tubo-Detectores en el sentido contrario a la anterior, paradesenredar los cables (fig.43). Fig.43. Modalidad de adquisición secuencialEs decir, la dependencia de los cables de alimentación eléctrica obligaban a detener laadquisición de datos, luego de una o dos vueltas de 360° del tubo de rx, y la camilla debíadetenerse también respecto a este avance, lo que permitía obtener las imágenes de manerasecuencial, corte a corte. 35

2.- TC Helicoidal o Espiral.En este tipo de modalidad de barrido, el equipo TC se independiza de los cables de alimentacióneléctrica, gracias a que en 1986, Toshiba desarrolla la Tecnología de “Anillos deslizantes”, quepermite al sistema Tubo-Detector y a la electrónica asociada un movimiento contínuo a medidaque la camilla avanza (fig.44). Fig.44. Modalidad de adquisición Helicoidal o EspiralEsta tecnología consiste en un contacto en forma de cepillo, que se desliza a través deun anillo conductor, permitiendo el paso de corriente eléctrica. Los anillos deslizantes permitentanto la alimentación eléctrica del tubo de rx y detectores, de la electrónica asociada, así comotambién, la transferencia de información para control y monitorización del funcionamiento delequipo (fig.45.)Fig.45. Tecnología de anillos deslizantes o “slip rings” 36

Esta modalidad de barrido se denomina “Espiral” o “helicoidal” porque el movimiento continuodel sistema Tubo-Detectores y de la camilla del paciente, provoca que la adquisición de lainformación tenga la forma de una espira (fig.46). Fig.46. Adquisición de la información en forma espiralIII.- NÚMERO DE CORTES POR ROTACIÓNEsta característica de los equipos de TC se refiere a la cantidad de imágenes que el tomógrafopuede entregar luego de una rotación completa de 360° del tubo de rx. Respecto a esto, losequipos TC se clasifican en: 1. TC Monocorte (singleslice). 2. TC Multicorte (Multislice).1. TC MonocorteEstos equipos de TC contaban con una sola fila de detectores en el plano XY, por lo que, porcada rotación de 360° del sistema Tubo-Detectores, se podía obtener solamente un cortetomográfico.Para efectos de este curso, se va a considerar como TC monocorte también a aquellos equiposque contaban con 2 filas de detectores, que se adiciona a lo largo del eje z del sujeto, es decir,que permite obtener 2 cortes por cada vuelta del sistema Tubo- Detectores (fig.47). 37

Fig.47. Equipos TC Monocorte o Singleslice2.- TC Multicorte.A medida que se van adicionando filas de detectores a lo largo del eje Z del paciente, mayor esla cantidad de imágenes que se pueden obtener en una sola rotación del sistema Tubo-Detectores. Para efectos de este curso, vamos a considerar como TC Multicorte a los equiposque tengan 4 ó más filas de detectores, es decir, aquellos que permitan obtener cuatro o másimágenes por cada rotación del tubo de rx (fig.48). Fig.48. Equipos TC Multicorte cuentan con 4 ó más filas de detectores 38

Por lo tanto, respecto a esta característica, es decir, de acuerdo al número de cortes por rotacióndel sistema Tubo-Detector, los equipos TC han evolucionado desde tener una “Fila deDetectores” a lo que se conoce hoy como un “Arreglo de detectores” (fig.49). Fig.49. Evolución de equipos TC respecto a la cantidad de filas de detección.En la siguiente figura (fig. 50) se observa la evolución del arreglo de detectores, desde una odos filas de detección hasta tener una matriz de detección, que es con lo que cuentan todos losequipos TC actualmente. 39

Fig.50. Ejemplos de equipos TC Monocorte y MulticorteEl Elscint-CT Twin, que permitía obtener 2 cortes por cada rotación del tubo y el equipoSiemens, Somaton Sensation 64 (multicorte), que permite obtener un máximo de 64 imágenespor cada giro del sistema tubo-detectores.Una vez que han aumentado las filas de detectores a lo largo del eje Z del paciente, en los TCmulticorte, hoy en día, se permite escoger entre determinados parámetros que van a indicar elnúmero de cortes que se van a obtener por cada rotación del tubo de rx y el grosor de dichoscortes, lo que se denomina “Configuración de Adquisición”, término que está íntimamenterelacionado con el número de “Canales de Data”, que son finalmente las vías de información quevan a permitir obtener determinada cantidad de cortes.Así, por ejemplo, si tenemos un TC de 16 canales de Data, significa que el número máximo decortes que puede realizar ese equipo por cada rotación de 360° del sistema tubo-detectores, es16. Sin embargo, el número de filas de detección puede variar y ser muchas más que 16, y, deacuerdo a la configuración de adquisición, le vamos a solicitar al equipo que realice 16 cortes,más finos o más gruesos, o menos cortes dependiendo de la nitidez y resolución que esperamosobtener en la imagen y de la estructura anatómica en estudio.Siguiendo con el ejemplo, imaginemos que debemos trabajar con un equipo TC de 16 canales dedata, que tiene 40 filas de detectores (siempre en el eje Z), que están configurados de lasiguiente manera: 16 filas de 0.5mm de ancho en el centro de este arreglo de detectores, y 12 40

filas de 1mm de ancho a ambos lados, abarcando 32mm de grosor del paciente, como se ve enla figura (fig.51).Fig. 51. Ejemplo de equipo TC de 16 canales de data con 40 filas de detecciónDe acuerdo a estas características del equipo, podremos elegir 3 ó más posibles configuracionesde adquisición: Si queremos utilizar los 16 canales de data, podemos escoger entre: 0.5 x 16,para estructuras finas como oído, en que se van a realizar 16 cortes de 0.5 mm de espesor encada vuelta del tubo de rx, abarcando 8 mm de cobertura anatómica en la colimación. Opodemos elegir la configuración 1 x 16, en que se unen 2 detectores del centro de 0.5 mm en unsolo canal de data para dar la información de un corte de 1mm, es decir, se utilizan las 16 filasde detectores del centro (dando 8 cortes de 1mm) más 4 detectores de 1mm a cada lado, paraobtener 16 cortes de 1mm por cada rotación del sistema tubo-detectores. Y la otra alternativa eselegir la configuración de adquisición de 2 x 16, en que se van a obtener 16 cortes de 2mm cadauno por cada rotación del tubo, donde se abarca 32 mm de cobertura anatómica en lacolimación del haz y, por lo tanto, manteniendo todos los otros parámetros constantes, elexamen se realiza en menos tiempo.En este ejemplo, se observa solamente 3 posibles configuraciones de adquisición, sin embargo,cada fabricante incluye en sus equipos una variedad de posibles configuraciones. Así, porejemplo, en este mismo equipo de 16 canales, podrían existir otras alternativas de adquisición,como 0.5 x 4, en que se utilizan solamente 4 canales de data, para obtener 4 cortes de 0.5 mmcada uno, etc.Por lo tanto, una importante característica de los TC Multicorte es que nos permiten obtenerdiversos grosores de corte, de acuerdo a las necesidades de la imagen que esperamos adquirir.CONFIGURACIÓN DE UN EQUIPO DE TOMOGRAFÍA COMPUTADALos componentes más importantes de un equipo TC son los siguientes: 41

1. Gantry. 2. Camilla. 3. IRS (image reconstruction system). 4. Consola del operador.1.- GANTRYEl gantry es el cuerpo de un equipo de TC, que contiene en su interior todos los sistemas paraadquirir la información necesaria para que luego sea procesada y se genere la imagentomográfica (fig.52). Fig.52. Gantry y sus principales componentesLos principales componentes que están en el Gantry son: 1. Generador de alta tensión. 2. Tubo de Rayos X. 3. Colimadores. 4. Matriz de Detectores. 5. Sistema de adquisición de Datos (DAS).El generador de alta tensión tiene la función de entregar al tubo de rx la capacidad de emitirradiación ionizante de acuerdo a las características solicitadas por el tecnólogo médico, es decir,es lo que permite que el tubo emita un haz de fotones con un kVp y mAs determinados, 42

dependiendo, obviamente, de las capacidades del equipo. Actualmente, la transmisión deenergía desde el generador de alto voltaje hacia el tubo de rx se realiza a través de los anillosdeslizantes.El tubo de rayos X tiene la función de emitir el haz de fotones, con un kVp y mAs específicos,determinados por el TM usuario del equipo. Al igual que cualquier tubo de rx, presentan uncátodo, con determinados filamentos, y un ánodo rotatorio. Sin embargo, la tecnología tambiénha influído en la evolución de estos tubos, principalmente para aumentar la capacidad calóricadel mismo o mejorar su sistema de enfriamiento (fig.53). Fig.53. Distintos modelos de tubos de rayos XEl sistema de colimadores tiene la función de limitar el haz de fotones, tanto para disminuir ladosis recibida por el paciente y eliminar la radiación dispersa que llegaría a los detectores. Estesistema consiste principalmente en un precolimador (pre-paciente) y un postcolimador (post-paciente). La colimación pre-paciente limita la anchura del haz que se correlaciona con elespesor de corte definido por el operador y cumple una función importante en el sentido deprotección radiológica. La colimación post-paciente define, en el sentido estricto, el espesor de lacolimación y elimina la región de penumbra producida por el haz de radiación. Es decir, lacolimación pre-paciente influye en la calidad de imagen del corte deseado y en la dosis querecibe el paciente. Y la colimación post-paciente define el tamaño del espesor de la colimación(que equivale al grosor de corte en los equipos monocorte) y elimina la penumbra, lo que setraduce en una mejor calidad de imagen. Por lo tanto, ambas colimaciones influyen en laconformación del espesor de corte y en la calidad de la imagen (fig.54). 43

Fig.54. Esquema del sistema de colimación de la radiación en TCEn la matriz de detectores, cada elemento de detección se define como un dispositivo,instrumento o sistema capaz de absorber y transformar la radiación ionizante en luz o corrienteeléctrica, en relación a la intensidad de la radiación que recibe. En TC se utilizan principalmente2 tipos de detectores: Gaseosos y de Centelleo.Los Detectores gaseosos fueron introducidos en los TC de 3ra generación y consisten encámaras de ionización, que contienen en su interior gas xenón o mezcla de xenón-kriptón a altaspresiones (fig.55).Fig.55. Detector gaseoso 44

Los detectores de centelleo emiten luz de intensidad acorde con la intensidad de radiación quereciben. Se pueden encontrar en forma de cristal o cerámicos. En un comienzo, los cristalescomo detector de centelleo estaban formados por un conjunto cristal-TFM (tubofotomultiplicador), pero debido a que los TFM requieren alimentación eléctrica para sufuncionamiento y tiene un tamaño no despreciable, fueron sustituidos por el conjunto cristal-fotodiodo, que son más pequeños, económicos y no requieren suministro eléctrico (fig.56). Fig. 56. Detector de centelleoCada uno de estos detectores presenta ventajas e inconvenientes, y deben presentar ciertascaracterísticas tales como Eficiencia de absorción de rayos x, tiempo de respuesta, afterglow,etc. Características que se verán en maypr profundidad en clases posteriores.El Sistema de Adquisición de Datos (DAS) consiste en 3 componentes principales: elAmplificador, el Conversor Análogo-Digital (CAD) y el Transmisor (fig.57). Por lo tanto, lafunción de este sistema es amplificar la señal recibida por los detectores, convertir esa señalanáloga en información digital que pueda ser reconocida por la unidad de procesamiento dedatos, y transmitir esa señal digital al IRS (sistema de reconstrucción de imágenes). 45

Fig.57. Sistema de adquisición de datos (DAS), que genera una señal digital y la transmite al IRS2.- CAMILLALa camilla del paciente debe satisfacer esencialmente 2 demandas: Debería poder bajar tan bajocomo sea posible para que el paciente pueda sentarse y posteriormente recostarse sinproblemas, y posteriormente elevarse a la posición exacta de examinación. La segunda demandase refiere a una alta precisión, tanto en el posicionamiento de examinación y velocidad deavance durante el examen (fig.58). Fig.58. Importancia de la camilla en un equipo TC3.- IRS (SISTEMA DE RECONSTRUCCIÓN DE IMÁGENES) 46

Este sistema corresponde al procesador de datos, que tiene la función de recibir la informacióndigital proveniente del DAS, que son los perfiles de atenuación de las cientos de proyecciones decada una de las imágenes, aplicar el filtro de Convolución kernel a cada una de esasproyecciones y realizar el proceso de Retroproyección, o realizar la técnica de reconstruccióniterativa para obtener el conjunto de imágenes con determinadas características, ya sea paravisualizar mejor tejidos blandos o para realzar bordes de huesos o tejido pulmonar, etc.(fig.59). Fig.59. Sistema de reconstrucción de imágenes (IRS)Finalmente, desde el IRS se transmite el conjunto de imágenes para ser visualizadas ymanipuladas por el operador (TM), en la consola de comandos.4.- CONSOLA DEL OPERADOREn la consola del operador, el Tecnólogo Médico puede controlar y modificar los parámetros deprogramación de la exploración (tales como: kVp, mAs, tiempo de rotación del tubo, grosor decorte, FOV, algoritmo de reconstrucción, etc), además, elije los límites de examinación en elpaciente. Y una vez realizado el examen, en la consola del operador se pueden visualizar lasimágenes obtenidas, provenientes del IRS, las que se pueden manipular mediante ventaneo(modificando ancho y nivel de ventana), y se pueden generar también Reformaciones, que sonimágenes coronales, sagitales o en cualquier otro ángulo, e incluso tridimensionales, que seobtienen a partir de la información de los cortes axiales (fig.60). 47

Fig.60. Consola del Operador (Tecnólogo Médico)Bibliografía Principal  Computed Tomography. . Fundamentals, System Technology, Image Quality, Applications. by Willi A. Kalender  Computed Tomography. . Physical Principles, Clinical Applications, and Quality control. by Euclid Seeram 48