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TOMOGRAFIA COMPUTARIZADA 

La tomografía axial computarizada (TAC) fue diseñada y puesta en funcionamiento por el ingeniero británico Hounsfield. Desde su presentación, en 1972, esta técnica se ha convertido en un método insustituible para el estudio de múltiples procesos patológicos, y prueba de ello fue la concesión del premio Nobel a su descubridor (1979). 

BASES FÍSICAS En esencia un tomógrafo computarizado (TC) es un aparato de rayos X (Rx) en el cual la placa radiográfica ha sido sustituida por detectores. 

El tubo de Rx emite un haz colimado que atraviesa al paciente.

De dicho tubo emerge el haz atenuado remanente, que es recibido por el detector mientras el sistema efectúa un movimiento circular. La información recogida en los detectores es analizada por un ordenador, que reconstruye la imagen (digital) y la muestra en un monitor. Los elementos fundamentales del equipo de TC son: – El tubo de Rx. – El sistema de detectores. – El ordenador o sistema informático. El conjunto de tubo y detectores, situados en posiciones opuestas entre sí, se encuentra dentro de una carcasa circular cuyo centro es hueco, denominada gantry. Los cortes de la TAC están orientados perpendicularmente al eje corporal, y se denominan cortes axiales o transversales (fig. 1). Cada uno de estos cortes tomográficos es como una “rebanada” más o menos delgada, compuesta de un número determinado de elementos volumétricos. En el monitor se representan imágenes bidimensionales (píxels) de estos elementos de volumen (voxels). Es decir, cada píxel es la representación de un volumen tridimensional. La tecnología en el diseño de los equipos de TC ha evolucionado rápidamente desde sus comienzos. Las innovaciones introducidas han conseguido acortar el tiempo de exploración y mejorar la calidad de la imagen. En la TAC convencional se adquieren secuencialmente una serie de imágenes, separadas por espacios iguales, a través de una región específica. Tras cada corte hay una breve pausa, que permite el avance de la mesa, hasta la siguiente posición preestablecida (fig. 2). En la tomografía computarizada helicoidal (TCH) se produce el movimiento simultáneo del tubo de Rx y la mesa de exploración, de modo que el haz de radiación describe una trayectoria helicoidal, eliminándose las pausas. Es decir, se combinan el movimiento rotatorio ininterrumpido del gantry y el desplazamiento de la mesa durante el barrido, con lo que se consigue una adquisición volumétrica (fig. 3). Por ejemplo, un estudio helicoidal de tórax o abdomen puede realizarse en un único período de apnea, y la duración de la adquisición es inferior a 1 minuto. 

Entre los parámetros técnicos de la TCH destaca el factor de desplazamiento o pitch, que describe la relación entre el desplazamiento de la mesa en mm por cada rotación del tubo de Rx, y el grosor del corte en mm. Es una variable adimensional. Pitch = Cuanto mayor es el valor del pitch más estirada estaría la espiral descrita por el haz de Rx, mayor sería su cobertura y menor la radiación del paciente, pero también sería menor la calidad de las imágenes obtenidas (fig. 4). Las ventajas de la TCH respecto a la TAC convencional son: Evita discontinuidad entre cortes. – Reduce el tiempo de exploración. – Posibilita exploraciones con menor cantidad de contraste intravenoso. – Mejora la calidad de las reconstrucciones multiplanares y tridimensionales. Estas ventajas han hecho posible la realización de estudios de angio-TC. El TC multidetector (TCMD) es un tipo de TCH en el que el sistema de detectores consta de varias hileras o filas de detectores (2, 4, 8, 16...) en lugar de una. Estos equipos consiguen mejorar aún más la resolución espacial y temporal. 

La reconstrucción de las imágenes se realiza mediante complicados cálculos matemáticos, en los que se tiene en cuenta la radiación inicial y los datos de Hernández Muñiz S et al. Introducción a la tomografía computarizada Rev Esp Med Nucl. 2006;25(3):206-16 207 Gantry Volumen e imagen Tubo de rayos x Rotación Movimiento continuo de la mesa FIG. 3.—Tomografía axial computarizada helicoidal. Gantry Movimiento escalonado de la mesa Tubo de rayos x Rotación 3 er nivel de corte 2 o nivel de corte 1 er nivel de corte FIG. 2.—Tomografía axial computarizada convencional. Desplazamiento = 1 Desplazamiento = 2 FIG. 4.—Si se mantiene el mismo grosor de corte y velocidad de rotación, pero aumenta el desplazamiento de la mesa, el barrido se extiende. la radiación recibida por los detectores. Estos cálculos nos darán el coeficiente de atenuación de la radiación en cada voxel, asignando a cada uno de ellos un valor numérico o número CT. Para la medición de diferentes densidades, representación de los grados de atenuación del haz de radiación al atravesar las diferentes estructuras, se emplean las unidades Hounsfield (uH), en honor al descubridor de la TC. A estas unidades se les asigna un valor arbitrario, siendo 0 la densidad del agua. La grasa posee valores negativos (en torno a –70 o –90 uH) y los tejidos blandos valores positivos (+ 30, + 70 uH). 

En los extremos de la escala se sitúan la densidad de hueso (+ 500 uH) y del aire (–1.000 uH). En el monitor se pueden representar como máximo 256 tonos de gris, mientras que el ojo humano sólo es capaz de discriminar aproximadamente 20 tonos. Se denomina “ventana” al conjunto de valores de atenuación que se muestra en la pantalla del monitor. El nivel de densidad medio o “centro de la ventana” se debe situar lo más cerca posible del nivel de densidad del tejido que se desea examinar. Por ejemplo, el pulmón, por su elevado contenido en aire, se estudiará mejor ajustando la ventana en un nivel bajo de uH, mientras que el hueso requiere un ajuste en niveles altos. La anchura de ventana (gama de valores de atenuación o números CT representados) influye sobre el contraste de las imágenes: cuanto más estrecha sea, mayor será el contraste. Los niveles de densidad de la práctica totalidad de los órganos de tejido blando se sitúan en un estrecho rango entre 10 y 90 uH. Este solapamiento entre densidades hace que no podamos deducir ante qué tejido o sustancia estamos basándonos sólo en su nivel de densidad. Los valores de densidad estándar también fluctúan entre distinos individuos, y dependiendo de la presencia y la cantidad de medio de contraste en la sangre circulante y/o en las vísceras. La ventana de partes blandas se centra en 50 uH con una anchura de más o menos 350 uH. Si se va a examinar el parénquima pulmonar, el centro de la ventana deberá ser más bajo, aproximadamente –500 uH, y la anchura mayor (1500-2000 uH). La ventana de cerebro debe ser muy estrecha (80-100 uH) y el centro debe situarse próximo a la densidad media del tejido cerebral (35 uH). La ventana de hueso deberá tener un centro mucho más alto, sobre + 300 uH y una anchura de más o menos 1500 uH. El grosor de la imagen se determina de forma previa a la adquisición del estudio. 

En exploraciones torácicas o abdominales se escoge generalmente 8-10 mm, y 2-5 mm para estudios de columna, de cráneo, órbitas o peñasco, dependiendo del aparato y de la patología a estudiar. Por ello una estructura puede estar incluida en todo el grosor de un corte o sólo en una parte de él. El valor de la escala de grises de un voxel depende de la atenuación media de todas las estructuras que están dentro de él. Los efectos de volumen parcial aparecen cuando las estructuras no ocupan todo el grosor del corte, produciéndose una mala definición de la anatomía. 

Esto ocurre igualmente si un órgano disminuye de tamaño dentro de un corte. También es la razón de la mala definición de los polos renales, de los límites de la vesícula o de la vejiga urinaria. Es esencial la distinción entre los ganglios aumentados o afectados y vasos o músculos cortados en secciones transversales. Se deben analizar siempre los cortes adyacentes craneales o caudales, y comparar las estructuras en cuestión para determinar si son abultamientos nodulares o si se continúan como formas más o menos tubulares; un ganglio aparecerá sólo en uno o dos cortes y no podrá seguirse en imágenes adyacentes. Este procedimiento permitirá también una rápida identificación de los efectos de volumen parcial

MAS INFORMACION:

Muñiz, S. Hernández, and M. Mitjavila Casanovas. "Introducción a la tomografía computarizada." Revista Española de Medicina Nuclear 25.3 (2006): 206-214.