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Principios generales de Tomografía
Computarizada (CT)
Curso de refresco: Protección Radiológica en Tomografía Computarizada
Objetivos
 Describir los sistemas de diagnóstico basados en
imágenes tomográficas con rayos X.
 Explicar los principios de formación de las imágenes
de CT y los parámetros principales que las
caracterizan.
Introducción
 El CT, presentado en 1972, fue considerado una de las 5 más
grandes innovaciones médicas de los últimos 30 años
 El CT Helicoidal y los CT multicortes fueron las más
importantes evoluciones de las últimas décadas.
Sin Slipring
Con Slipring
Principios Básicos
 Reconstrucción de la imagen de una fina sección transversal
del cuerpo a partir de múltiples proyecciones de los rayos X
 Basada en las mediciones de atenuación del haz de rayos X.
Colimadores
 CT presenta varios
colimadores, filtros,
blindajes, que
permiten la filtración
del espectro de
Rayos X, la
definición de los
cortes y la protección
de los detectores
contra la radiación
dispersa.
 Pueden variar de un
modelo a otro, pero
la función es la
misma
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Colimadores
Primera Colimación: abertura en
la propia carcasa del tubo, que
define el haz (cono o abanico).
Colimador fijo: define el ancho
máximo permitido
Colimador Ajustable: define el
espesor de corte deseado
(monocortes)
Colimador Ajustable pospaciente: reducir las zonas de
penumbra debido al tamaño finito
del punto focal.
Colimador fijo pos-paciente:
Enfrente de los detectores, ancho
de la colimación máxima,
minimiza la radiación dispersa.
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Filtración
 Filtración Inherente del tubo: ~ 3 mm Al
 Filtración Plana (Flat): hojas de espesor de 0,1 a 0,4 mm Cu –
desvía el espectro hacia el rango de energías más altas
 Filtración en forma de “bow-tie” – Material de bajo Z
(Ej. Teflón) Atenúa la radiación en el centro y fuertemente en la
periferia. Busca disminuir las diferencias del espectro entre el
centro y la periferia, que se producen por el haz en abanico y el
endurecimiento del haz.
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Filtración en forma de “bow-tie”
Filtro
Haz mas intenso
 Asegura una señal más
constante en todos los
detectores
 El efecto de “endurecimiento
del haz” es también más
constante
en centro
Atenuación en el
centro por el
paciente
Señal constante en todos los detectores
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Tipos de detectores
Gaseosos
Estado sólido
Xenón presurizado
Centelleo
Ionización
Captura de fotones
Señal (corriente)
Luz
Foto diodo
Señal (corriente)
Numero de proyecciones y detectores




Número de detectores
Típicamente se emplean entre 650 y 900 detectores por fila (en
los equipos multicortes).
Mayor cantidad de detectores permite obtener mayor resolución
espacial en el plano XY.
Número de proyecciones
Entre 1000 y 4000 por rotación, dependiendo de la resolución del
protocolo.
Mayor cantidad de proyecciones = Mayor resolución espacial en
Doble punto focal duplica la
el plano XY.
cantidad de proyecciones
Principios físicos de la
formación de imagen
Principios físicos de formación de la imagen
Adquisición de datos
 Un detector, compuesto por un arreglo de 300 a 800 canales
convierte la radiación atenuada IT en una señal analógica de salida.
 El
Sub-sistema de Adquisición de Datos (DAS) acondiciona y
cuantifica esta señal analógica convirtiéndola en una señal digital.
Io
IT
Atenuación
 La intensidad del haz de rayos X se atenúa
cuando pasa a través de un objeto uniforme
debido a los procesos de absorción.
 El grado de atenuación depende del
espectro de energía de los rayos X, de la
distancia atravesada (espesor del objeto), y
de la densidad del objeto y es posible
describirla matemáticamente por la Ley de
Lambert-Beer.
IT  I o e
- x
donde:
IT intensidad del haz transmitido
Io intensidad del haz incidente
e constante de Euler (2.718)
μ coeficiente de atenuación lineal
x espesor del objeto
Atenuación
Desarrollando la ecuación anterior:
I T  I oe  x
| :Io
IT
 e  x
Io
| ln
Io
ln
 x
IT
ln I o  ln IT  Atenuación
Atenuación
Sin embargo, en la anatomía humana, el haz de
rayos X atraviesa zonas de diferentes densidades.
Cada objeto tiene diferentes tamaños “x” y
coeficientes de atenuación “μ”.
 1x1   2 x 2   3 x 3  ...  n xn 
I T  I oe
Io
ln  1x1   2 x 2   3 x 3  ...   n xn
IT
ln I o  ln IT  Atenuación
Para calcular los coeficientes de atenuación se hacen las siguientes
consideraciones:
• Existe un cierto número de objetos en el trayecto del haz de rayos X
(Ej. 512)
• Cada objeto tiene el mismo tamaño
Atenuación
Para ello se considera que:
 Cada haz de rayos X atraviesa 512 voxels de la región a visualizar.
 Dentro de cada voxel el coeficiente de atenuación es constante.
Se conforma una Matriz: arreglo de filas y columnas (típicamente
512x512) donde se almacenan los coeficientes de atenuación en
correspondencia con la posición de cada voxel.
En una imagen Tomográfica, cada píxel
corresponde a una región especifica del paciente.
 Supongamos que cortamos y sacamos
del paciente una fina rebanada o lasca
de determinado espesor.
 Cortamos dicha lasca en pequeños
elementos del tamaño de un píxel.
 Cada
elemento
es
irradiado
individualmente y en dependencia de la
cantidad de radiación que absorbe, se le
asigna un valor numérico.
 Posteriormente a ese valor numérico se
le asigna un nivel de gris.
 Puesto que el corte (Slice) tiene
determinado espesor, entonces cada
píxel de la imagen representa un
pequeño volumen o “voxel”.
Espesor
de corte
Elemento
de volumen
(VOXEL)
Elemento
de imagen
(PIXEL)
512 PIXELS
Adquisición de la Imagen
¿Qué se nos presenta en la Imagen de CT?
Valor del Píxel: medida de la atenuación de los rayos X en el
correspondiente elemento de volumen (voxel)
Profundidad del voxel es igual al espesor de corte (0.5-10 mm)
Pixel
Voxel
w
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Unidades Hounsfield
Los coeficientes de atenuación μ
dependen de la energía de la
radiación utilizada.
 Cada sistema CT trabaja con radiaciones de diferente energía (kV).
 Para evitar que los coeficientes de atenuación de un objeto difieran
de un equipo a otro, y del empleo de un kV a otro en el mismo
equipo, entonces se calculan coeficientes de atenuación relativos.
 De este modo se determina la diferencia entre los coeficientes de
atenuación del objeto y el de un material de referencia.
 Como material de referencia se utiliza el agua, debido a que su
atenuación es similar a los tejidos del cuerpo humano.
Unidades Hounsfield
Escala
El diagrama muestra los diferentes
valores de los coeficientes de
atenuación para los tejidos y
huesos. Dos atenuaciones tienen
valores fijos:
 Agua = 0 HU
 Aire = -1000 HU
 El resto de las atenuaciones se
calculan con relación a estas.
Unidades Hounsfield
Escala
Reconstrucción de la Imagen
Principios físicos de la formación de la imagen
Reconstrucción de la imagen

El perfil de atenuación correspondiente a cada proyección,
es sumado en la matriz de reconstrucción en la misma
dirección (mismo ángulo) en que fue adquirido
Durante la adquisición
Durante la reconstrucción
Retroproyección
 La imagen obtenida por la retroproyección produce sombras grises
que se extienden desde el centro del pin de forma similar a las
puntas de una estrella.
 Da como resultado una imagen borrosa debido a que cada objeto
influye en toda la imagen en su conjunto .
 Este tipo de artefacto de estrella es producido por la retroproyección
y no es posible corregirlo procesando un mayor número de
proyecciones.
Convolución
 Para eliminar los inconvenientes
de la retroproyección simple, se
filtra
matemáticamente
cada
perfil de atenuación con un filtro
(también conocido como Kernel).
A
este
procedimiento
matemático se le conoce como
Convolución.
 La
retroproyección
de
los
perfiles
convolucionados,
también
conocida
como
Retroproyección filtrada, reduce
considerablemente el artefacto
de estrella provocado por la
retroproyección simple.
Convolución
Diferentes filtros pueden ser aplicados de acuerdo al
propósito del diagnóstico:
 Filtros suaves para ver tejidos blandos
 Filtros paso altos (corte abrupto) para ver imágenes
de alta resolución
Imágenes reales
La desventaja de la retroproyección simple es que da
como resultado una imagen borrosa debido a que
cada objeto influye en toda la imagen en su conjunto .
Con convolución
Sin convolución
Reconstrucción: Método iterativo
Reconstrucción: Método iterativo
Modos de Adquisición
Axial
Barrido secuencial
Incremento y “disparo de RX”
Plano único barrido
Conjunto de proyecciones todas en el mismo plano
Reconstrucción plana localización fija por el plano
de barrido
Helicoidal
Conocido como barrido espiral o de volumen
Longitud irradiada
Conjuntos de proyecciones no están en el mismo
plano
Rotación continua
Continuo movimiento de la mesa
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¿Qué cambia en los Sistemas Helicoidales?
• Tecnología de los anillos deslizantes
• Tubos de rayos X de alta Potencia
• Algoritmos de interpolación
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CT Helicoidal
 La velocidad de la mesa a través del Gantry define el
espaciamiento de las hélices
 Pitch = (distancia recorrida por la mesa/rotación)/espesor del haz
Velocidad = 10 mm / rotación
Espesor = 10 mm
Pitch = 1
Velocidad = 20 mm / rotación
Espesor = 10 mm
Pitch = 2
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Equipos Monocortes y
Multicortes (MSCT)
CT Multicorte
TC Multicorte (Multislice) denota la habilidad de un tomógrafo para
adquirir más de un corte simultáneamente.
Objetivo: Disminuir el tiempo total del examen. Abarcar mayor volumen
por unidad de tiempo con espesores de corte menores.
Monocortes
Multicortes
Todos los equipos multicortes son de tercera generación, emplean
tecnología de anillos deslizantes (slipring) y detectores de estado sólido.
Tecnología de los detectores para 16 cortes
Modulo detectores
Z
24
segmentos
X
16 detectores
Tecnología de los detectores para 64
cortes
Philips Brilliance 64
Philips Brilliance 40
GE 64 VCT
Siemens Sensation
Tomografía multicorte: ventaja en resolución
Quad-Slice
Dual-Slice
Single-Slice
4x2.5mm; 25 mm/sec
2x5.0mm; 25 mm/sec
10mm; 25 mm/sec
700 mm covertura; 28 sec; 120kV / 130 mAs
Tomografía multicorte: ventaja en volumen
Quad-Slice
Dual-Slice
Single-Slice
700 mm covertura
350 mm covertura
175 mm covertura
2.5 mm, Pitch=1; 28 sec; 120kV / 130mAs
Particularidades de los MSCT
Colimación
Es un parámetro inherente a la adquisición.
• Colimación 64x0.5mm irradia 32mm a lo largo de la dirección del eje Z
• Colimación 32x1mm irradia 32mm a lo largo de la dirección del eje Z
.
_
Monocorte
Punto Focal
del
tubo de rayos X
Colimador
pre-paciente
Colimador
post-paciente
.
____ ____
Multicortes
Espesor de corte
Es un parámetro inherente a la reconstrucción; no se pueden reconstruir
imágenes con espesores de corte inferiores al espesor de corte de la
adquisición
• A partir de 64x0.5mm se puede reconstruir a 0.5mm, 1mm, 2mmm, 4mm, etc
• A partir de 32x1mm no se puede reconstruir a 0.5mm; solo es posible a 1mm,
2mm, 4mm, etc.
Modo
Colimación
Espesor de corte
Axial Single- Slice
1.5, 3.0, 6.0 mm
1.5, 3.0, 6.0 mm
Axial Quad-Slice
4 x 0.75 mm
4 x 1.5 mm
4 x 3.0 mm
4 x 6.0 mm
0.75, 1.5, 3.0 mm
1.5, 3.0, 6.0 mm
3.0, 6.0, 12.0 mm
6.0, 12.0 mm
Axial Octo-Slice
8 x 3.0 mm
3.0, 6.0, 12.0 mm
Axial Hexadecimal
16 x 0.75 mm
16 x 1.5 mm
0.75, 1.5, 3.0 mm
1.5, 3.0, 6.0 mm
Pitch
Indice de avance de la mesa durante una rotación completa
del gantry respecto al espesor del corte (colimación).
Monocortes:
Numero de cortes por rotación es igual a uno.
Multicortes:
El término (Número de cortes por rotación) x (Espesor de corte) es igual
a la colimación.
Pos-procesamiento
 Utiliza técnicas de reformatear la imagen:
 sagital / coronal, oblicuo, curvo y visualización de espesor variable que
orienta el radiólogo para especiales estructuras anatómicas.
 Otros métodos muy útiles son:
 interpretación de volumen (volume rendering), interpretación de
superficie (surface rendering) y imagen fisiológica (CT perfusion).
 Parámetros de adquisición que afectan más directamente la calidad del
procesamiento son:
 espesor de corte y intervalo entre cortes.
 Pitch grande introduce artefactos (ej. tipo las bandas de cebra).
 La habilidad del multicortes cubrir grandes áreas rápidamente resulta en
muchos cortes finos con pequeños intervalos y producen resultados extraños
de pos procesamiento.
Pos-procesamiento
 En general, el proceso de reformulación no altera los voxels, al
contrario estos utilizan los voxels en proyecciones fuera del eje
 El término reconstrucción nos es correcto en este contexto
 El proceso de reconstrucción en CT, se refiere al proceso que
convierte los datos de las proyecciones en una imagen axial
 Pos-procesar (reformatear) sólo consiste en mostrar las
imágenes producidas a partir de la reconstrucción en una
orientación distinta de la que fueron originalmente producidas.
Reformatear: Proceso Coronal y Sagital
La secuencia de imágenes axiales pueden ser utilizadas para formar un
conjunto vertical.
"Mediante un muestreo de un conjunto tri-dimensional de los números de
CT a lo largo del plano Y-Z, pueden ser generados proyecciones
sagitales.
Del mismo modo, la toma de muestras en el plano x-z crea proyecciones
coronales
Proceso de reformateado Curvo
(a) imagen reformateada de un Volumen
Lateral transparente a partir de
imágenes axiales muestra un molar
impactado (flecha).
(b,c) imágenes axiales fueran utilizadas
para localizar el canal del nervio
alveolar y definir la curva de curva de
formato (línea gris en c)
(d) Puede se observar en la imagen
reformateada curvada el canal del
nervio dentario en su totalidad (línea
gris).
(e) Imagen del plano sólo lingual para el
canal del nervio dentario revela el
impacto molar (flecha).
¡Gracias!
Ileana Fleitas Estévez
Email: fleitasi@paho.org