Principios de TAC " recopilación"

Principios De
Tomografía
Módulo de Tomografía “Agosto 2015”
Universidad Central del Ecuador
Facultad de Ciencias Medicas
Carrera de Radiología
Karina Pachacama Sarango
Séptimo Semestre

Principios De Tomografía
M Ó D U L O D E TO M O G R A F Í A “A G O S TO 2 0 1 5 ”
CAPITULO I.- HISTORIA DE LA TOMOGRAFIA
En 1917 RADON describe en forma matemática la reconstrucción de un objeto a partir de sus
proyecciones. En 1961 y hasta 1963 un equipo de médicos describe la utilización de esta
técnica de reconstrucción de imágenes aplicado a la medicina. Pero el que marco historia en
1970 fue el físico HOUNSFIELD quien trabajo desarrollando un corte tomográfico sectorial
sobre la cabeza de un ser humano. En 1971se instala en EEUU el primer equipo de tomografía
computarizada especializado en imágenes craneales. A partir de ahí comienza la revolución
radiodiagnóstico. La tecnología ha ido avanzando rápidamente, y hoy en día la exploración
mediante tomografía computada se ha convertido en el método de diagnóstico por imágenes
más utilizado. (RDA, 2000).
CAPITULO II.- COMPONENTES
La tomografía computada es un proceso radiológico y como tal, se basa en el mismo principio.
Consiste en la emisión de un haz de rayos X a través de una fuente (tubo); que atraviesa un
objeto y luego sensibiliza una serie de detectores. (RDA, 2000)
CAPITULO III.- FISICA Y RECONTRUCCION DE IMAGEN
La adquisición de imagen depende de varios patrones de fórmulas aplicadas a la energía
obtenida tras la emisión de radiación es así que bajo estos parámetros la tomografía otorga una
imagen
CAPITULO IV.- PROTOCOLOS Y MEDIOS DE CONTRASTE
Puede tratarse de diferentes tipos de estudios; T.C. sin o con medio de contraste. Por otro lado
nos encontraremos con estudios más específicos como ser: T.C bajo anestesia general. T.C.
con punción intratecal. T.C. para realizar biopsia dirigida por tomografía. (RDA, 2000)
CAPITULO V.- BIOSEGURIDAD Y PROTECCION RADIOLOGICA

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Tiempos más cortos de barrido y cortes más finos necesitan de corrientes del tubo más
elevadas para mantener la calidad de imagen predefinida. (Andisco)

Tabla de contenido
INTRODUCCION................................................................................................................6
CAPITULO I “HISTORIA DE LA TOMOGRAFIA.” ..........................................................7
Breve Reseña ...........................................................................................................................................................7
El Primer TAC ..........................................................................................................................................................9
Premio Nobel.......................................................................................................................................................10
Principio De Funcionamiento .....................................................................................................................11
Tomografía Lineal..............................................................................................................................................12
Tomografía Unicorte........................................................................................................................................13
Tomografía Multicorte ...................................................................................................................................14
Tomografía Helicoidal....................................................................................................................................14
Generaciones........................................................................................................................................................15
Primera Generación.......................................................................................................................................16
Segunda Generación ....................................................................................................................................17
Tercera Generación .......................................................................................................................................19
Cuarta Generación .........................................................................................................................................20
Quinta Generación.........................................................................................................................................21
Sexta Generación............................................................................................................................................22
CAPITULO II “COMPONENTES” .................................................................................. 23
Componentes ......................................................................................................................................................23
Gantry....................................................................................................................................................................24
Tubo De Rayos X.............................................................................................................................................26
Colimador............................................................................................................................................................27
Generador De Alto Voltaje........................................................................................................................29
Detectores...........................................................................................................................................................29
DAS (Data Adquisición System) .............................................................................................................35
Posicionamiento Del Paciente ................................................................................................................36
Ordenador ..........................................................................................................................................................38
Consola De Control .......................................................................................................................................38
CAPITULO III.- FISICA Y RECONTRUCCION DE IMAGEN ........................................ 41
FISICA........................................................................................................................................................................42
Principio de Hounsfield...............................................................................................................................42
Coeficiente de Atenuación........................................................................................................................43
Escala de Hounsfield.....................................................................................................................................44
Transformada De Radon ............................................................................................................................45
Transformada De Radon En Parallel Bean .......................................................................................45
Transformade De Radon En Fan Bean ...............................................................................................46
Transformada De Fourier...........................................................................................................................46
Filtros De Kernel ..............................................................................................................................................46
El Factor Pitch ...................................................................................................................................................47

Página 4
Filtración Y Colimación................................................................................................................................49
Efecto De Los Parámetros De Adquisición Y Reconstrucción ..............................................49
RECONSTRUCCIÓN DE LA IMAGEN.......................................................................................................49
Perfil De Sensibilidad Del Corte.............................................................................................................50
Principios De Obtención.............................................................................................................................51
Algoritmo De Interpolación .....................................................................................................................51
Intervalo De Reconstrucción....................................................................................................................52
Proyecciones......................................................................................................................................................53
La Matriz ..............................................................................................................................................................53
Pixel:........................................................................................................................................................................54
Voxel.......................................................................................................................................................................55
Field Of View (FOV):......................................................................................................................................56
Recogida De Datos........................................................................................................................................56
La Retroproyección (Backprojection)..................................................................................................57
Reconstrucciones En Distintos Planos Al Corte Original.........................................................58
Técnica de 2D ...................................................................................................................................................58
Técnica de 3D ...................................................................................................................................................58
Técnica De Exposición De Superficie Sombreada .......................................................................60
AngioTAC. ...........................................................................................................................................................61
Endoscopia Virtual.........................................................................................................................................61
Perfusión CT.......................................................................................................................................................62
Calcium Scoring...............................................................................................................................................62
Nivel De Ventana ............................................................................................................................................63
Calidad De La Imagen..................................................................................................................................64
Artefactos...............................................................................................................................................................66
 Artefactos De Origen Cinético: .....................................................................................................66
 Artefactos De Origen Técnico .......................................................................................................67
CAPITULO IV.- “PROTOCOLOS Y MEDIOS DE CONTRASTE”.................................. 68
Medios De Contraste.......................................................................................................................................69
Contraste Negativo .......................................................................................................................................69
Contraste Positivo ..........................................................................................................................................69
Pre medicación.................................................................................................................................................70
Inyectores De Medios De Contraste ......................................................................................................72
Protocolos..............................................................................................................................................................74
Protocolo de Cráneo ....................................................................................................................................75
Protocolo de Senos Paranasales............................................................................................................79
Protocolo de Oído .........................................................................................................................................82
Protocolo de Cuello ......................................................................................................................................85
Protocolo de Cervical...................................................................................................................................89
Protocolo De Tórax........................................................................................................................................90

Protocolo de AngioTC de aorta .............................................................................................................92
Protocolos De Abdomen y Pelvis..........................................................................................................94
TC abdominal....................................................................................................................................................95
TC Hígado Trifásico .......................................................................................................................................95
Estudio ................................................................................................................................................................96
TC Isquemia Mesentérica...........................................................................................................................96
TC de Páncreas.................................................................................................................................................97
TC de Vías Urinarias......................................................................................................................................97
TC suprarrenal. .................................................................................................................................................98
TC Colón ..............................................................................................................................................................98
Protocolo de Miembros............................................................................................................................104
CAPITULO V.- “BIOSEGURIDAD Y PROTECCION RADIOLOGICA”.......................108
Dosis En Escáneres De Tomografía Computarizada...................................................................108
Parámetros Que Influyen............................................................................................................................108
Dosis Absorbida ...............................................................................................................................................110
Dosis Equivalente ............................................................................................................................................111
Dosis Efectiva .....................................................................................................................................................111
Medición De Las Radiaciones Ionizantes ..........................................................................................112
Dosimetría Personal.......................................................................................................................................112
Límites De Dosis...............................................................................................................................................113
Dosis Que Recibe El Paciente ...................................................................................................................114
UNIDADES HOUNSFIELD............................................................................................115

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INTRODUCCION
La tomografía computarizada es un diagnostico que usa la combinación de rayos X para crear una
serie de imágenes transversales en tres dimensiones, lo que permite obtener en detalle imágenes
de vasos, órganos, huesos, etc. El tubo de rayos X gira alrededor del paciente y la mesa se va
desplazando poco a poco, provocando que un haz de radiación lo atraviese, de esta forma se
obtiene una serie de imágenes transversales llamados “cortes”.
La tomografía computarizada tiene como fin prevenir la necesidad de realizar exploraciones más
complicadas para tener mayor conocimiento dela enfermedad, además de que no es un
procedimiento doloroso.
Cabe recalcar que el uso de radiaciones ionizantes en la gran cantidad que este estudio lo realiza
es perjudicial si no es justificada su práctica, por ello en caso de niños y mujeres embarazadas se
debe tomar en cuenta el costo beneficio del mismo y solo de ser necesario descartando los otros
estudios de imágenes se puede proceder a realizar y aun bajo este riguroso cuidado se debe
tomar en cuenta todas las normas de seguridad tanto para el paciente así como el POE.

CAPITULO I “HISTORIA DE LA TOMOGRAFIA.”
Breve Reseña
En 1917 J. Radón desarrolló las fórmulas matemáticas que permiten
reconstruir una imagen en tres dimensiones a partir de una serie de
imágenes en dos dimensiones tomadas a lo largo del eje de un objeto. El
hecho de que aún no existiera una máquina que fuera capaz de obtener
este tipo de imágenes nos vuelve a poner de manifiesto la importancia de
la ciencia básica. (Corral, 2010). Cabe recalcar que el proyecto no se pudo
realizar por el motivo del acceso económico ya que no tenía un
inversionista que le apoyara en todo el proceso de desarrollo.
Allan Cormack físico sudafricano en el año 1963 dio el concepto de
tomografía computarizada, comenzó a desarrollar teórica y
experimentalmente la visualización de tejidos biológicos blandos
mediante radioisótopos, junto con un escáner de rayos X, permite obtener
numerosas imágenes paralelas, que el ordenador procesa y restaura por
medio de técnicas de procesamiento digital de señales, sus estudios no
tuvieron un resultado práctico por las dificultades de las computadoras de su
época para realizar todos los cálculos necesarios. (Hrescak, 2012)
ILUSTRACIÓN 1JOHANN
RADON (1887 - 1956)
ILUSTRACIÓN 2 ALLAN
MCLEOD CORMACK
ILUSTRACIÓN 3
GODFREY HOUNSFIELD

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Pero 1970 fue el físico Hounsfield quien trabajo desarrollando un corte
tomográfico sectorial sobre la cabeza de un ser humano, el Director de EMI,
John Read, le dio vía libre a Hounsfield, estableciendo un fondo de
investigación para financiar sus proyectos innovadores, el paradigma fue
comprender que, al escanear un objeto desde muchos ángulos, era posible
extraer toda la información contenida en él y recrear una imagen
tridimensional con la utilización de una computadora; le propuso a James Ambrose, director del
área de Radiología del Atkinson Morley’s Hospital estudiar un cuerpo tridimensional, reduciendo
su análisis a cortes paralelos que se podían reconstruir en un ordenador. Para él, sería necesario
experimentar en cerebros. Finalmente Ambrose aceptó y le cedió una caja que contenía un
cerebro humano con un tumor. (Hrescak, 2012).
1967 concluyó su primer escáner o tomógrafo de rayos X cerebral y, a partir de ese entonces, se
dedicó a perfeccionar este prototipo. Tres años después, Hounsfield creó el primer escáner para
el cuerpo.
En 1971el prototipo encargado por el Hospital Atkinson Morley´s al concedérsele la patente de su
invento, presentó el tomógrafo ante la comunidad científica internacional e inmediatamente se
publicaron los primeros resultados clínicos. Su invento implicaba una auténtica conmoción en el
campo de la tecnología sanitaria, pues venía a solucionar muchos de los problemas que daba el
estudio del cerebro por medio de la radiología
En 1971 se instala en EEUU el primer equipo de tomografía computarizada especializado en
imágenes craneales.
A partir de ahí comienza la revolución radiodiagnóstico.
Los primeros equipos de TC fueron secuenciales. Después se desarrollaron los sistemas espirales
o helicoidales, que permitían adquirir las imágenes simultáneamente al avance de la mesa de
exploración.

La TAC reemplazó a la placa radiográfica por detectores de radiación que giraban alrededor del
paciente durante la realización del estudio. Estos transformaban dicha radiación recibida en
señales eléctricas y las transmitían a una computadora que reconstruía los valores de densidad
detectados en una imagen formada por puntos en una pantalla de televisión. La imagen se
formaba gracias a que cada valor de atenuación tenía un tono de gris diferente debido a la
capacidad de cada zona explorada para atenuar la radiación
Cada nuevo descubrimiento trae consigo las semillas de otras invenciones
futuras. Hay muchos descubrimientos, probablemente a la vuelta de la
esquina, esperando que alguien los traiga a la vida ¿Podrías Ser Tu Esa
Posibilidad? Gogfrey Hounsfield (1919 – 2004)
El Primer TAC
Obtenida con el primer prototipo de TAC. Los resultados fueron espectaculares, la TAC en el
Atkinson Morley´s Hospital, fue estrenada frente al equipo de neurocirujanos. Si bien la máquina
adquiría las imágenes en cinco minutos, el procesado era muy lento: un operario llevaba en una
ILUSTRACIÓN 6 MODELO
PRIMITIVO DEL ESCÁNER
ILUSTRACIÓN 5 PRIMER PROTOTIPO
DE ESCÁNER CEREBRAL EMI
ILUSTRACIÓN 4 PRIMER ESCÁNER CEREBRAL
EN ESTADOS UNIDOS
ILUSTRACIÓN 7 BOSQUEJO DE
TOMOGRAFO

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cinta los datos del escáner desde el Atkinson hasta los laboratorios de EMI y, allí, un ordenador
ICL 1905 trabajaba toda la noche preparando las imágenes
ILUSTRACIÓN 8 PRIMERA IMAGEN OBTENIDA
Premio Nobel
En 1979, Hounsfield recibió el Premio Nobel de Medicina y Fisiología "por sus aportes al desarrollo
del escáner y su empleo en los diagnósticos clínicos, y en especial por las mejoras aplicadas a la
tomografía asistida por ordenador". Si bien el reconocimiento fue compartido con el físico Allan
M. Cormack. En el discurso de presentación en la Asamblea Nobel del Instituto Karolinska, el
Profesor Torgny Greitz, del Instituto Médico Quirúrgico Karolinska, dijo: "Hounsfield obtuvo
resultados que sorprendieron al mundo médico con una inusual combinación de visión, intuición
e imaginación, y un extraordinario ojo para la óptima elección de los factores físicos en un sistema
que debió haber ofrecido grandes problemas para su construcción. Ningún otro método desde
los rayos X llevó a tan grandes avances. Hounsfield es indiscutiblemente la figura central en la
tomografía computada. En su discurso de aceptación del premio, se refirió al futuro de esta
técnica, prediciendo muchos de los próximos avances, y se refirió a los fundamentos de la
resonancia magnética. Visualizó que ambas técnicas serían complementarias y que contribuirían
a importantes avances en una nueva era del diagnóstico médico.

Principio De Funcionamiento
Es importante destacar que tras el trascurso de los años los sistemas han evolucionado pero lo
que podemos destacar es el sistema de tubo de rayos x y los detectores son lo primordial ya que
se necesita disminuir el tiempo de barrido y mejorar la calidad de la imagen.
Su principio de funcionamiento se basa:
El tubo de rayos x rota alrededor del paciente emitiendo radiación X, mientras los detectores
captan a información correspondiente a corte. Emite un haz muy fino de rayos X. este haz incide
sobre el objeto que se estudia y arte de la radiación del haz lo atraviesa.
La radiación que no ha sido absorbida por el objeto, en forma de espectro, es recogida por los
detectores.
En cada adquisición del corte el tubo deja de irradiar, mientras el paciente es movido hasta la
posición del próximo corte, que se escanea de la misma forma.
Este proceso continuo hasta que todos los cortes hayan sido escaneados uno a uno y el estudio
haya concluido.
El ordenador “suma” las imágenes, promediándolas; nuevamente, el emisor cambia su orientación.
Los detectores recogen este nuevo espectro, los “suman” a los anteriores y “promedian” los datos;
ILUSTRACIÓN 9 HOUNSFIELD Y CORMACK RECIBIENDO EN 1979 EL NOBEL DE
MEDICINA Y FISIOLOGÍA DE MANOS DEL REY DE SUECIA

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esto se repite hasta que el tubo de rayos y los detectores han dado vuelta completa, momento en
el que se dispone de una imagen tomográfico definitiva y fiable.
Este proceso de rotar por el paciente envía diferentes cantidades de información que serán
procesadas en un ordenador que las combinara y las representara en un “slice” o corte que es
axial por defecto
Una vez reconstruido el primer corte la mesa donde el objeto reposa avanza una unidad de
medida de un milímetro y el ciclo vuelve a empezar. Así se obtiene un segundo corte que
corresponde a un plano situado a una unidad de medida del corte anterior.
A partir de todas estas imágenes axiales un computador reconstruye una imagen bidimensional
que permite ver secciones del objeto de estudio desde cualquier ángulo.
Es así que bajo todo este principio se puede obtener imágenes hasta en tercera dimensión que
permite obtener una imagen “real” del objeto de estudio.
Tomografía Lineal
Un método de resolver algunas de las limitaciones de la Radiografía convencional es la Tomografía
lineal, también conocida como planigrafía.
La película y el tubo de rayos X están montados en un mecanismo común. Esto permite que la
película y el tubo se muevan en direcciones opuestas sobre el paciente durante la exposición.
Con eso se consigue que el rayo central solamente coincida durante todo su trayecto en un punto,
en el que se produce la intersección de todas las líneas representativas de este rayo central.
Como resultado, los detalles de las estructuras pertenecientes al plano de corte son mostrados
con una buena definición y los detalles fuera del plano de corte se mostrarán borrosos.
Por eso la tomografía lineal se llama también planigrafía

Tomografía Unicorte
La tecnología del anillo libre en el diseño permitió el surgimiento de tomógrafos helicoidales, en
los que elimino la unión rígida mecánica entre los cables de energía y el tubo de rayos x y permitió
que el tubo rotara en una dirección indefinidamente.
Simultáneamente con el movimiento del tubo, la mesa que soporta al paciente también se mueve
de manera continua y los datos obtenidos, son reformateados automáticamente en una
computadora, que muestra las imágenes como cortes axiales. En estos equipos también se pueden
obtener reconstrucciones de gran calidad en cortes coronales, sagitales y oblicuos.
ILUSTRACIÓN 10 ESQUEMAS DE OBTECION DE IMAGEN ATRAVES DE TAC
LINEAL
ILUSTRACIÓN 11 ADQUSICION DE CORTE

Página 14
Tomografía Multicorte
Los multicorte pueden tener hasta 64 columnas activas de detectores, lo que significa que los
últimos pueden abarcar en muy poco tiempo una determinada zona o tejido corporal aunado a
que vienen con un nuevo software que permite asombrosas capacidades en el procesamiento de
las imágenes obtenidas. Alternativamente pueden obtenerse cortes extremadamente finos, hasta
de 0.5cm lo que no solo mejora el detalle, sino que facilita la reconstrucción de imágenes de gran
calidad.
Tomografía Helicoidal
Permite la obtención de información tridimensional del paciente, con gran calidad de la imagen,
en un corto periodo de tiempo. Esto se logra acoplando la rotación continua del tubo de Rx, con
adelantos tecnológicos asociados que proporcionan mayor capacidad de calentamiento del tubo
y mayor sensibilidad en los detectores.
ILUSTRACIÓN 12 ADQUISICION HELICIODAL DE MULTICORTE

Generaciones
Se denomina generaciones de TC a los distintos sistemas de exploración, utilizados desde los
orígenes de la tomografía hasta nuestros días.
De acuerdo a los sistemas de exploración como ya sabemos es un conjunto constituido
básicamente por un tubo de Rx y los detectores, podemos agrupar a las distintas generaciones de
tomógrafos en:
 Primera generación- traslación/rotación
 Segunda generación - translación/rotación
 Tercera generación – rotación/ rotación
 Cuarta generación - translación/estacionario
 Quinta generación – estacionario / estacionario
 Sexta generación
El factor predominante en la introducción de diversas tecnologías fue la búsqueda de reducción
de tiempo de estudio.
ILUSTRACIÓN 13 ADQUISICION EN VOLUMEN 3D EN
HELICOIDAL

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Primera Generación
TRANSLACIÓN-ROTACIÓN
El funcionamiento se basa en un tubo de Rx y un detector, este sistema hace el movimiento de
translación rotación. Para obtener un corte tomográfico son necesarias muchas mediciones y, por
tanto muchas rotaciones del sistema, lo que nos lleva a tiempos de corte muy grandes (superiores
a 5 minutos).
Se usa para hacer Cráneos.
El primer equipo desarrollado por la compañía EMI, fue creado específicamente para estudios
cerebrales. Una estructura rígida mantenía la posición relativa del tubo de rayos X y detectores,
que en este caso eran dos superpuestos, para asegurar una perfecta alineación entre el tubo y
detectores.
 El haz de rayos X es colimado de tal forma de obtener un haz estrecho y en el otro extremo
del tubo se ubican los detectores. activo en el movimiento lineal e inactivo en el
movimiento rotacional.
 La geometría de haces paralelos la define un conjunto de rayos paralelos unos a otros, los
cuales generan el perfil de una proyección.
 El haz de rayos X era trasladado linealmente a través del paciente para obtener el perfil de
la proyección. Posteriormente la fuente de rayos X y el detector rotaban aproximadamente
un grado alrededor del isocentro para obtener el perfil de otra proyección.
 El procedimiento para la adquisición de datos utilizaba un haz de rayos X único y altamente
colimado y uno o dos detectores
 Movimientos del Gantry: lineal y rotacional. El conjunto tubo detector realiza un
movimiento de traslación, luego un giro de 1° para realizar una nueva traslación y así
sucesivamente hasta completar un giro de 180°.
 Tiempo de scan (para cada corte) era de 4.5 a 5 minutos, tiempo total del estudio 25
minutos aproximadamente.

 Sistemas constituidos por tubos de vacío, desprendían bastante calor y tenían una vida
relativamente corta.
 Baja resolución
 Bajo aprovechamiento de la radiación.
 Máquinas grandes y pesadas. Se construye el ordenador ENIAC de grandes dimensiones
(30 toneladas).
 Alto consumo de energía. El voltaje de los tubos era de 300v y la posibilidad de fundirse
era grande.
 Almacenamiento de la información en tambor magnético interior. Un tambor magnético
disponía de su interior del ordenador, recogía y memorizaba los datos y los programas que
se le suministraban.
 Continúas fallas o interrupciones en el proceso.
 Requerían sistemas auxiliares de aire acondicionado especial.
 Programación en lenguaje máquina, consistía en largas cadenas de bits, de ceros y unos,
por lo que la programación resultaba larga y compleja.
 Alto costo.
 Uso de tarjetas perforadas para suministrar datos y los programas.
Segunda Generación
1959-1964
ILUSTRACIÓN 14 ESQUEMA DE ESCANEO DE PRIMERA GENERACION

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TRANSLACIÓN/ROTACIÓN
Emplea un arreglo de detectores y un tubo de rayos X que genera múltiples haces de rayos X,
cada uno de los cuales incide en un único detector del arreglo de esta manera, se logra reducir el
tiempo de exploración a aproximadamente dos minutos.
La geometría resultante describe un pequeño abanico, en el cual el vértice del abanico se origina
en el tubo de rayos X.
El procedimiento de adquisición sigue siendo igual. El haz en forma de abanico con un ángulo de
apertura de 5ºse traslada a través del paciente para obtener un set de proyecciones.
Después de cada traslación, el tubo de rayos X y el arreglo de detectores rotaban, repitiéndose
nuevamente el proceso de traslación.
Debido a que la geometría del haz de rayos X cambió de un haz paralelo a un haz en forma de
abanico, se requirió un cambio significativo en el algoritmo de reconstrucción de la imagen.
Tiempo de exploración entre 20 segundos y 3.5 minutos por slice.
Cuando los tubos de vacío eran sustituidos por los transistores, eran más pequeñas que las
válvulas consumían menos y producían menos calor. Por lo que los componentes podían colocarse
mucho más cerca unos a otros y ahorrar mucho más espacio.
 El componente principal es un pequeño trozo de semiconductor, y se expone en los
llamados circuitos transistorizados.
 Para disminuir el tiempo de exploración para cada sección tomográfico se usa un haz de
Rx en forma de abanico y más detectores.
 El número de detectores varía, depende del fabricante, normalmente entre 10 y 30,
dispuestos en un arreglo lineal.
 Los movimientos del Gantry son lineales y rotacionales, pero los pasos rotacionales son
mayores (30°, esto significa 6 rotaciones para cubrir los 180°)
 Mayor rapidez, la velocidad de las operaciones ya no se mide en segundos sino en ms.
 Memoria interna de núcleos de ferrita.
 Mejoran los dispositivos de entrada y salida, para la mejor lectura de tarjetas perforadas,
se disponía de células fotoeléctricas.
 Lenguajes de programación más potentes, ensambladores y de alto nivel
 Disminución del tamaño.

 Disminución del consumo y de la producción del calor.
 Instrumentos de almacenamiento: cintas y discos.
 Introducción de elementos modulares.
Tercera Generación
(1964 - 1971).
ROTACIÓN/ ROTACIÓN
Esta generación se basa en una geometría del haz de rayos X en forma de abanico y rotación
completa del tubo de rayos X y el arreglo de detectores.
Esta es la generación de tomógrafos computados más utilizada en la actualidad. Aquí se utiliza un
haz de rayos X ancho (entre 25º y 35º) que cubre toda el área de exploración y un arco de
detectores que posee un gran número de elementos, generalmente entre 300 y 500.
Se elimina el movimiento de traslación.
El tubo de rayos X esta acoplado a un arreglo de detectores de forma curva compuesto por cientos
de detectores y ambos giran 360º alrededor del paciente.
A medida que el tubo de rayos X y los detectores rotan, son obtenidos los perfiles de cada
proyección. Por cada punto fijo del conjunto tubo-detectores se obtiene una vista.
El tiempo de exploración se reduce hasta 4 o 5 segundos aunque puede llegar a tan sólo un
segundo.
Se coloca una rejilla de Tungsteno entre cada detector, enfocada hacia la fuente de rayos X, la
cual rechaza las radiaciones secundarias.
ILUSTRACIÓN 15 EQUEMA DE ESCANEO DE SEGUNDA GENERACION

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 Se elimina el movimiento de traslación, sólo existe el movimiento de rotación.
 Circuito integrado desarrollado en 1958 por Jack Kilbry.
 Circuito integrado, miniaturización y reunión de centenares de elementos en una placa de
silicio o (chip).
 Menor consumo de energía.
 Apreciable reducción de espacio.
 Generalización de lenguajes de programación de alto nivel.
 Compatibilidad para compartir software entre diversos equipos.
Cuarta Generación
(1971-1982)
TRANSLACIÓN/ESTACIONARIO
Los detectores forman un aro que rodea completamente al paciente, estos no tiene movimiento.
El tubo de rayos X rota en un círculo interior al aro de detectores, y el haz de rayos X es colimado
en forma de abanico.
Un abanico de detectores Siempre es afectado por el haz de rayos X, y el número completo de
éstos es de 2000
Cuando el tubo de rayos está en un ángulo preestablecido, los detectores expuestos a la radiación
son leídos. (Corral, 2010)
ILUSTRACIÓN 16
ESQUEMA DE
ESCANEO DE TERCERA
GENERACION

 La emisión continua de rayos X es usada generalmente, ya que la unidad de lectura es
menos compleja para leer los detectores mil o más veces por segundo que lograr que el
tubo de rayos X haga una emisión pulsada de mil veces en un segundo.
 El tubo puede girar a alta velocidad disminuyendo el tiempo scan.
 La construcción del Gantry resulta más costosa debido al número de detectores.
 La ventaja de un haz en forma de abanico con múltiples detectores es su velocidad lo que
hace que disminuya el tiempo de exploración.
 Una de las principales desventajas de estos equipos es el incremento en la cantidad de
radiación dispersa.
 Las proyecciones se registran en muchos ángulos durante la rotación del tubo de rayos X,
con un número de proyecciones que supera las 1000.
 Así, un scan va a estar formado por muchas proyecciones donde cada una estará tomada
a un ángulo diferente.
Quinta Generación
(1982- )
ESTACIONARIO / ESTACIONARIO
ILUSTRACIÓN 17 ESQUEMA DE ESCANEO DE CUARTA GENERACION

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El propósito de la Inteligencia Artificial es equipar a las Computadoras con "Inteligencia Humana"
y con la capacidad de razonar para encontrar soluciones. Otro factor fundamental del diseño, la
capacidad de la Computadora para reconocer patrones y secuencias de procesamiento que haya
encontrado previamente, que permita a la Computadora recordar resultados previos e incluirlos
en el procesamiento, en esencia, la Computadora aprenderá a partir de sus propias experiencias
usará sus datos originales para obtener la respuesta por medio del razonamiento y conservará
esos resultados para posteriores tareas de procesamiento y toma de decisiones. El conocimiento
recién adquirido le servirá como base para la próxima serie de soluciones. (Cartaya P. G., 2008)
 Mayor velocidad.
 Mayor miniaturización de los elementos.
 Aumenta la capacidad de memoria.
 Multiprocesador (Procesadores interconectados).
 Lenguaje Natural.
 Lenguajes de programación: PROGOL (Programming Logic) y LISP (List Processing).
 Máquinas activadas por la voz que pueden responder a palabras habladas en diversas
lenguas y dialectos.
 Capacidad de traducción entre lenguajes que permitirá la traducción instantánea de
lenguajes hablados y escritos.
 Elaboración inteligente del saber y número tratamiento de datos.
 Características de procesamiento similares a las secuencias de procesamiento Humano.
 La Inteligencia Artificial recoge en su seno los siguientes aspectos fundamentales.
Sexta Generación
Se basa en un chorro de electrones. Es un cañón emisor de electrones que posteriormente son
reflexionado que inciden sobre láminas de tungsteno. El detector esta situado en el lado
opuesto del Gantry por donde entran fotones.
Consigue 8 cortes contiguos en 224 mseg. Apenas se utilizaron en ningún lugar excepto en
estados unidos por el exceso de precio

CAPITULO II “COMPONENTES”
El equipo utilizado en el Hospital de Especialidades de las Fuerzas Armadas es un sistema Toshiba
multicorte con 64 cortes filas de adquisición simultánea, capacidad para desarrollar
reconstrucciones de alta velocidad, barrido de cuerpo entero incluyendo cabeza, rotación 360° /
rotación continua, grosor de cortes 0.5, 1, 2, 3, 4, 5, y 8mm, ángulo de inclinación del Gantry desde
30° hacia atrás hasta 30° adelante (en incrementos de 0.5°), tubo de rayos X de 80, 120 y 135kV,
7.5 MHU de capacidadcalórica, 2 Monitores LCD de 18”, consola de operación y software estándar,
reacondicionado.
Componentes
TABLA 1 ESQUEMA DE EQUIPO DE TOMOGRAFIA
• Tubo de rayos X
• Detectores
• Colimador
• Generador de alto voltaje
• DAS
• Posicionamiento y mesa de soporte
Gantry
Ordenador Consola

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Gantry
Consideramos al Gantry como una enorme computadora de casi dos metros de lado por ochenta
centímetros de fondo con una abertura central circular, de setenta centímetros de diámetro, por
donde ingresa la mesa que desplaza al paciente durante el transcurso de una exploración.
Del excelente mantenimiento y calibración dependerá la calidad del estudio ya que posee los
componentes primordiales desde comandos hasta el tubo y sus respectivos detectores.
INCLINACIÓN:
Es la capacidad del Gantry de inclinarse con respecto a su posición vertical, la inclinación puede
ser positiva hasta 30° o negativa hasta -30°. Con una angulación de hasta 20° se puede realizar
cualquier tipo de estudio, ya sean coronales, columna. Los protocolos de estudio indican con que
angulación debe ser realizada cada tipo de examen. (Diaz, 2007)
APERTURA:
Corresponde a una medida en centímetros desde 60cm a 85cm.
En el encontraremos:
 Tubo de rayos X
ILUSTRACIÓN 18 COMPONENTES DE TC

 Colimadores
 Generador de alto voltaje
 Detectores
 DAS
 Posicionamiento y mesa
ILUSTRACIÓN 20 ESQUEMA DEL GANTRY
INTERNAMENTE
ILUSTRACIÓN 19 GANTRY EXTERNAMENTE

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Tubo De Rayos X
El tubo de rayos X es un recipiente de vidrio al vacío, rodeado de una cubierta de plomo con una
pequeña ventana que deja salir las radiaciones al exterior.
El tiempo para realizar un corte es menor o igual a dos segundos.
En la mayoría de los tubos se usan rotores de alta velocidad para favorecer la disipación del calor.
Los escáneres de TC diseñados para la producción de imágenes con alta resolución espacial
contienen tubos de Rx con punto focal pequeño. (Vasquez, 2011)
La manera en que este innovador sistema disipa el calor en mejor forma que el sistema
convencional, es a través de un contacto directo entre el refrigerante y el sistema de ánodo
rotatorio de tal manera que llega a disipar cinco millones de unidades calóricas (MHU) por minuto.
Además de esto, el haz de radiación es desviado por un sistema de bobinas deflectoras a la salida
del cátodo, lo que permite obtener dos puntos focales alternantes en el ánodo.
Este revolucionario sistema de refrigeración logra disminuir lógicamente los tiempos de
enfriamiento, con lo que se pueden realizar exámenes de mayor duración sin ningún problema,
algo que limita a los equipos que utilizan el sistema convencional, y que significa un problema al
realizar este tipo de exploraciones, obligándonos a utilizar tiempos mayores.
Como además no es necesario aumentar el tamaño del ánodo, estos compactos diseños han sido
fundamentales a la hora de disminuir los tiempos de rotación hasta incluso 0,33 segundos, lo que
permite estudiar rangos mas amplios en menor tiempo y disminuir los artefactos de movimiento,
sobre todo por el movimiento de las vísceras. (Cartaya P. G.)
Características:
 Haz en abanico, con un ángulo de 49,2°
 Exposición de rayos x continua
 Tensión máxima del tubo de 80, 100, 120 y 135 kVp
 Corriente máxima del tubo de 10mA – 900mA
 Capacidad calórica de 7.5 MHU.
 Velocidad de enfriamiento de 1.386 kHU/min
 Puntos focales 0.9mm x 0.8mm (pequeño)

1.6mm x 1.5mm (grande)
- Los haces de rayos X pueden ser
Continuos: Corrientes de hasta 400 mA
Se generan durante toda la rotación
Pulsados: Corrientes hasta 1.000 mA
Pulsos de 1 a 5 mseg
Tasas de repetición de pulsos de 60 Hz.
Colimador
El tomógrafo en si posee dos colimadores, encargados de evitar la sobreexposición y de la calidad
de imagen:
 Pre paciente.- se monta en la cubierta del tubo o en sus proximidades, y limita el área
del paciente que intercepta el haz útil, determinando así el grosor del corte y la dosis
de radiación recibida por el paciente. Este colimador suele constar de varias secciones
que permiten obtener un haz de rayos X casi paralelo.
 Pos paciente.- restringe el campo de Rx visto por la matriz de receptores. Este
colimador reduce la radiación dispersa que incide sobre los detectores
ILUSTRACIÓN 22 TUBO DE RAYOS X MEGACOOL V
ILUSTRACIÓN 21 SISTEMA DE ENFRIAMIENTO DE TUBO

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El colimador es un elemento que me permite regular el tamaño y la forma del haz de rayos. Aquí
es donde se varía el ancho del corte tomográfico. Este puede variar de 1 a 10 mm de espesor.
(Bushong, 2013)
ILUSTRACIÓN 23 ESQUEMA
DE UBICACION DE
COLIMADORES

Generador De Alto Voltaje
Todos los sistemas de imagen TC trabajan con fuentes de alta frecuencia. Esto acopla las
velocidades más altas del rotor del tubo de rayos X y las ondas de energía instantáneas
características de los sistemas pulsados.
Para reducir el tamaño de sus equipos, algunos fabricantes colocan el generador en la grúa e
incluso en la rueda giratoria de la grúa, por lo que no es necesario incluir un sistema que enrolle
o desenrolle el cable de alimentación
Detectores
Los detectores reciben los rayos X transmitidos después que atravesaron el cuerpo del paciente y
los convierten en una señal eléctrica.
El detector tiene a su vez un fotodiodo, que convierte la luz en una señal eléctrica, proporcional
al número de fotones de rayos X, que entran en la celda.
Los primeros escáneres de TC tenían un solo detector. Los más modernos utilizan numerosos
detectores, en disposiciones que llegan hasta contener 2.400 elementos.
Existen 2 tipos de detectores:
CRISTAL DE CENTELLEO:
• Los cristales normalmente son una combinación de iodo y cesio.
• Resulta de la combinación de un cristal de centelleo y un detector de luz.
• Son materiales que producen luz como resultado de alguna influencia externa; van a
producir luz cuando la radiación ionizante reacciona con ellos.
• Una simple interacción de un fotón de rayos X con un cristal, hará que la energía de este
fotón sea convertida en un fotón de luz, con un número de fotones de luz proporcional a
la energía del fotón de rayos X incidente.
• Estos fotones de luz actuaran sobre un fotomultiplicador para convertirlos en señal
eléctrica.

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• Su potencia de frenamiento para la radiación X es de 100%, de manera que no producen
rebote de los rayos que inciden sobre él.
• Todos los tomógrafos de tercera generación y algunos de cuarta generación usan
detectores por cristal de centelleo.
• Los detectores deben ser alineados con el centro de rotación y no con el tubo de rayos X.
• De esta manera, cuando el tubo de rayos X rota, el ángulo desde el tubo de rayos X a la
superficie activa del detector va cambiando conforme al movimiento del tubo.
CÁMARA DE IONIZACIÓN DE GAS XENÓN:
Este tipo de detectores son utilizados por equipos de tercera generación.
Estos detectores poseen:
 Un ánodo y un cátodo.
 Un gas inerte
 Una diferencia de potencial entre el ánodo y el cátodo
 Una carcasa del detector
 Una ventana por donde ingresan los fotones del detector.
 Un fotón ingresa al detector interactúa con un átomo del gas, ionizando a este.
ILUSTRACIÓN 24 MATRIZ DE
DECTECTORES DE CENTELLEO

 El voltaje entre ánodo y cátodo hará que el electrón se mueva hacia el ánodo, y el ion
positivo hacia al cátodo.
 Cuando los electrones alcanzan el ánodo, producen una pequeña corriente que circula por
el ánodo.
 Esta corriente es la señal de salida del detector.
 La principal desventaja de estos detectores es la relativa de baja densidad de los gases
comparados con los sólidos, algunos fotones de rayos X podrían pasar a través del gas sin
ser detectados.
 El material de estos detectores es el cobre para el ánodo y tantalio para las placas del
cátodo.
 Los 10 cm de las placas que forman la pared del detector, hacen que actúen como
colimadores a la radiación oblicua que incide en el detector, ya que el ángulo de incidencia
de la radiación sobre el detector cambia continuamente.
CANALES DE DETECTORES:
 Single-Slice: un tubo de rayos X y una fila de detectores proporcionan 1 canal de datos
espaciales. 500 a 900 detectores en una sola fila
ILUSTRACIÓN 25 MATRIZ DE DETECTORES DE
GAS

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 Multi-Slice: uno x tubo de rayos y múltiples filas de detectores proporcionan 4 canales
de datos espaciales muchos miles de detectores en una matriz 2D.
ILUSTRACIÓN 26 ESQUEMA DE UNA
FILA DETECTORES
ILUSTRACIÓN 27 ESQUEMA DE
REPRESENTACION DE 4 FILAS DE
DETECTORES

CONFIGURACIÓN
• 4 X 1,25 mm: se pueden captar cuatro señales (cortes axiales) o hélices intercaladas o inter
espaciadas (cortes helicoidales) con
cuatro filas de detectores de 1,25
mm.
espaciadas (cortes helicoidales) con ocho filas de detectores de 1,25 mm, contribuyendo dos filas
a la detección de cada señal (corte axial) o hélice intercalada o inter espaciada (cortes helicoidales).
espaciadas (cortes helicoidales) con 12 filas de detectores de 1,25 mm, contribuyendo tres filas a
la detección de cada señal (corte axial) o hélice intercalada o inter espaciada (cortes helicoidales).

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• 4 X 5,0 mm: se pueden captar cuatro señales (cortes axiales) o hélices intercaladas o
interespaciadas (cortes helicoidales) con 16 filas de detectores de 1,25 mm, contribuyendo cuatro
filas a la detección de cada señal (corte axial) o hélice intercalada o interespaciada (cortes
helicoidales).
• 1 X 1,25 mm: una fila de detectores de 1,25 mm puede captar una señal axial, contribuyendo
únicamente esa fila a la detección de dicha señal.

• 2 X 0,63 mm: se pueden captar dos señales (cortes axiales) o hélices intercaladas (cortes
helicoidales) con dos filas de detectores de 1,25 mm, contribuyendo únicamente dos filas a
detectar la mitad de cada señal (corte axial) o hélice intercalada (corte helicoidal)
DAS (Data Adquisición System)
El DAS muestra la señal eléctrica y realiza la conversión analógica – digital. Para que la
computadora procese datos. Los equipos de TC helicoidales pueden dividirse a su vez según el
número de adquisición o que se divide según el número de cortes por rotación de tubo ya que
esta razón depende directamente del número de canales de data.
Se puede incurrir en el error de pensar que el número de cortes obtenidos depende del número
de filas de detectores dispuestas en el eje z, sin embargo esto dependerá de los canales del TC.
Conforme se completa cada barrido, el sistema de adquisición de datos (DAS) convierte las señales
procedentes de los detectores en datos digitales y las transmite al ordenador. Para la
reconstrucción de la imagen es necesario que el ordenador reciba múltiples señales después de
explorar al paciente en diferentes ángulos. El ordenador es capaz de integrar la información
enviada por el DAS y reconstruir las imágenes de forma casi instantánea.
Para reducir el tamaño de sus equipos, algunos fabricantes colocan el generador en la grúa e
incluso en la rueda giratoria de la grúa, por lo que no es necesario incluir un sistema que enrolle
o desenrolle el cable de alimentación. (Romero, 2009)

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Posicionamiento Del Paciente
UNIDAD DE DISTRIBUCION DE ENERGIA
La unidad de distribución de energía suministra energía a la mesa, el estativo, la computadora y
los monitores. Se trata de una unidad autónoma.
 Stop Scan: en una emergencia, al pulsarlo se interrumpe el estudio.
 Cradle In: ingreso de la mesa al Gantry
 Table Up: sube la mesa hacia el Gantry. En la mesa se encuentra también un pedal que la
eleva
 Cradle Out: permite sacar la mesa del Gantry
 Table Down: permite sacar la mesa del Gantry y bajarla. Igualmente bajo la mesa se
encuentra un pedal.
 Fast Speed: junto con el Cradle In, Cradle Up, Table Up, Table Down acelera las funciones.
 Superior Gantry Tilt: angulación del Gantry hacia la cabeza del paciente, independiente
de su posición.
 Inferior Gantry Tilt: angulación del Gantry hacia los pies del paciente.
ILUSTRACIÓN 28 ESQUEMA DE REFERENCIA DE ADQUISION "DAS"

 Breathing Lights Demo: demostración de las lucesde respiración, esta disponible en
algunos equipos. Indica al paciente que se prepare ara la apnea, mantener la respiración,
espiración.
 Internal and External Landmark: define el punto de referencia de la mesa al colocar al
paciente con la luz interna de alineación laser. Punto de referencia anatómico que se
utiliza al acostar al paciente.
MESA
Sostiene al paciente en una posición cómoda, está construida con un material de bajo número
atómico, como fibra de carbono. Dispone de un motor que acciona la camilla con suavidad y
precisión para lograr una posición optima del paciente durante el examen, en particular en
técnicas de TC espiral. Si la posición del paciente no es exacta, talvez se efectué barridos repetidos
de un mismo tejido o dejen secciones anatómicas sin examinar.
ILUSTRACIÓN 31 MESA DE GANTRY
INTERNAMENTE
ILUSTRACIÓN 30CONTROLES
ILUSTRACIÓN 29 LUZ QUE INDICA EL ESTADO DEL EQUIPO

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Ordenador
Se requiere resolver simultáneamente de orden de 30.000 ecuaciones; por tanto es preciso
disponer de un ordenador de gran capacidad. Con todos los cálculos el ordenador reconstruye la
imagen. La mayoría de los ordenadores requieren un entorno especial y controlado. En la sala el
ordenador se ha de mantener condiciones de humedad y temperatura.
La computadora tienen a su cargo el funcionamiento total del equipo el almacenamiento de las
imágenes reconstruidas y de los datos primarios contiene el software de aplicación del TC y
presenta una unidad de reconstrucción rápida, encargada de realizar los procesamientos
necesarios para la reconstrucción de la imagen a partir de los datos recolectados por el sistema
de detección.
Debe disponer de gran capacidad de memoria y potencia para efectuar con rapidez los cálculos
requeridos para obtener la imagen.
Consola De Control
Numerosos escáneres de TC disponen de dos consolas, para el licenciado radiólogo que dirige el
funcionamiento del equipo y otra para el formateo que consulta las imágenes y manipula su
contraste, tamaño y condiciones generales de presentación visual. La consola del operador
contiene dispositivos de medida y control para facilitar la selección de los factores técnicos
radiológicos adecuados, el movimiento mecánico de Gantry y la camilla del paciente y los datos
enviados al ordenador para activar la reconstrucción.
En resumen la consola tiene una doble función:
 Programar la exploración que se desea realizar
La ventana de valores de absorción
La matriz de representación
La posible ampliación de la imagen
ILUSTRACIÓN 32 ESQUEMA DE MESA DE
GANTRY

Señalización de ángulos
 Seleccionar los datos requeridos para la obtención de imagen
Reconstrucción de cortes
Reconstrucción 3D
La consola es el modulo donde se encuentra el teclado para controlar la opera con del equipo el
monitor.
Para iniciar cualquier programa se introducen las órdenes pertinentes en la secuencia apropiada
para que el ordenador realizase el barrido
Parámetros de técnica:
 Intensidad (mA)
 Tensión de pico (Kv)
 Tiempo de corte o de barrido, que es el tiempo necesario para obtener un barrido (varía
entre 1 a 5 segundos)
 Grosor del corte: suele ser entre 1 y 10mm, si bien algunos equipos permiten grosores
de hasta 0,5mm para exámenes de alta resolución. La selección del grosor del corte va
seguido de un ajuste automático del colimador.
 Administración de contraste
 Control de los movimientos de la camilla, adecuándolos al estudio en cuestión. Con el
control de la regleta de mandos de la camilla se logra programar el sistema de cortes;
que, puede ser:
o De cortes contiguos
o De cortes intermitentes
o De cortes específicos.
También podemos seleccionar los datos necesarios para la imagen diagnóstica que pretendemos
obtener.
Por ejemplo:
 La ventana de valores de atenuación. Estos valores en términos generales se dividen en:
o Valores altos: dan una imagen blanca (Ej. Hueso)
o Valores bajos: dan una imagen negra (Ej. Aire)

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o Valores intermedios: da una imagen con tono de grises con un número máximo de
20
 La matriz de representación que hay que emplear
 La posible ampliación (zoom) del tamaño de la imagen
 La señalización de datos de interés (medidas, flechas que indiquen localizaciones, ángulos,
etc.).
 La reconstrucción de cortes coronales o sagitales a partir de los axiales, lo que permite una
mejor visualización de estructuras longitudinales en sentido vertical (columna, grandes
vasos, tráquea, etc.)
 La reconstrucción tridimensional de estructuras óseas (cráneo, tórax, pelvis). Esto tiene
interés en neurocirugía, ortopedia y traumatología.
Generalmente la consola del operador tiene 2 monitores:
o Monitor de protocolos de estudio. Nos permite introducir todos los datos del
paciente y del examen o de la exploración que se va a realizar (identificación del
hospital, nombre y nº del paciente, edad, sexo, nº de examen, técnica, posición de
la camilla…)
o Monitor de visualización de imágenes. Nos permite ver la imagen resultante antes
de enviarla a la consola del médico o al dispositivo de almacén permanente, que
nos permite obtener copias posteriormente.

CAPITULO III.- FISICA Y RECONTRUCCION DE IMAGEN
ILUSTRACIÓN 33ESTACION DE CONTROL ILUSTRACIÓN 34 ORDENADOR
ILUSTRACIÓN 35 TECLADO DE COMANDOS

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FISICA
El principio básico que descansa sobre la tomografía axial computarizada es el de emitir un haz
delgado de rayos X colimado, vale decir que se ha hecho recto, y que pasa a través de un cuerpo,
para llegar a un detector, que mide la intensidad transmitida. Dichas mediciones se realizan en
grandes puntos, a medida que la fuente y el detector se desplazan juntos a través del cuerpo.
Luego se hace girar levemente el aparato, alrededor del eje del cuerpo y se vuelve a llevar a cabo
el barrido. Lo anterior se hace generalmente en intervalos de 1° aproximadamente, hasta alcanzar
un total de 180°.
La intensidad de haz transmitido para los puntos de cada barrido y de cada ángulo, se envían a
una computadora que reconstruye la imagen de la rebanada.
A raíz de lo anterior podemos decir que la tomografía axial computarizada se basa en los
siguientes principios:
Principio de Hounsfield
El coeficiente de atenuación lineal expresa la atenuación que sufre un haz de rayos X al atravesar
una determinada longitud de una sustancia dada. Este coeficiente es específico de cada
sustancia o materia. El problema de la formación de la imagen en tomografía se resume a
determinar cuánto es atenuado un haz de rayos X cuando el mismo atraviesa una sección
determinada, y a representar esta información en forma de imagen.
Para un rayo X mono energético (compuesto por una sola longitud de onda) que atraviesa un
trozo uniforme de material, la atenuación que sufre se expresa de la siguiente manera:
IOUT = IIN . e-L
donde:
• IOUT: Intensidad del rayo X luego de atravesar el material.
• IIN: Intensidad del rayo X incidente.

•: Coeficiente de atenuación lineal del material.
• L: distancia recorrida por el rayo en el material.
Se puede escribir también IOUT / IIN = e-L ó IIN / IOUT = eL.
Coeficiente de Atenuación
La atenuación que sufre un haz de rayos X cuando atraviesa los tejidos era un fenómeno físico ya
conocido en Radiología, pero al que no se había encontrado utilidad práctica hasta la aparición
del EMI-Escanner. Como magnitud física se considera una de las grandes aportaciones de
Hounsfield al Diagnóstico Radiológico.
El grado de atenuación, formulado en Unidades Hounsfield (UH), expresa de forma numérica, por
cada centímetro y para cada tejido que atraviesa, la atenuación en la intensidad que experimenta
el haz de rayos, desde que sale por la ranura del tubo hasta que llega atenuado a la bandeja de
los detectores que se dispone en el polo opuesto
Siguiendo las directrices marcadas por las investigaciones previas de Cormack, Hounsfield
comenzó a medir desde diversos puntos, la atenuación que se producía en la intensidad de un
haz de rayos rotatorio cuando éste atravesaba los órganos que componen el cuerpo humano.
Los más densos, como los huesos absorbían más cantidad de rayos y por ese motivo tenían un
coeficiente de atenuación elevado en la escala elaborada por Hounsfield. En cambio los órganos
poco densos como los pulmones eran atravesados fácilmente por los rayos porque su coeficiente
de atenuación era muy bajo. Recientemente han aumentado las cifras del coeficiente de
atenuación hasta (+ 4096 UH) que se obtienen al medir la densidad de algunos metales que se
utilizan como suturas quirúrgicas o prótesis osteoarticulares. En la luz de las arterias, rellenas de
contraste yodado cuando se realiza una angio-TC, también se detectan unos valores de
atenuación muy variables que dependen de la dosis inyectada, de la concentración y del órgano
donde se calculan las medidas.

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Escala de Hounsfield
En la asignación numérica que se realiza a los datos de absorción delos rayos x que se realizan
con el TC; van desde -1000 para el aire hasta +1000 para la densidad metálica, pasando por el
valor 0 que corresponde al agua.
Este valor numérico se le asigna una escala de grises en la imagen. Entre los valores más relevantes
están:
 Hueso compacto: 200 a 1000
 Sangre coagulada: 56 – 76
 Sustancia cerebral gris: 36 – 46
 Sustancia cerebral blanca: 22 – 32
 Sangre: 12
 Agua: 0
 Grasa: -100 a -800
 Aire: -1000
ILUSTRACIÓN 36 LAS MEDIDAS DEL COEFICIENTE
DE ATENUACIÓN DE ESTE CONGLOMERADO DE
PLÁSTICO

Transformada De Radon
Introducida por Johann Radón, es una transformación que mapea una función de un espacio
n-dimensional hacia los valores de las integrales sobre sus hiperplanos asociados.
En Proyecciones Tomográficas puede verse de la siguiente perspectiva: los objetos a irradiar
corresponden a funciones de densidad en un espacio de tres dimensiones y los valores de
atenuación de los Rayos X registrados en los fotosensores equivalen a la integral de la función
a lo largo de la trayectoria del rayo. De esta forma, si la función a reconstruir corresponde a
un corte de un objeto, su transformada de Radón es el resultado de las atenuaciones de los
rayos, medidas directamente en los sensores fotoeléctricos.
FORMULA DE LA TRANSFORMADA DE RADON
I=I0exp(-µX)
I= Intensidad ala Pasar la Distancia
I0= Intensidad de Rayos Inicial
µ= Coeficiente de Atenuación
X= Objeto o cuerpo que atraviesa los rayos X
Transformada De Radon En Parallel Bean
Para la geometría en Parallel Bean, los datos de Radón adquiridos en una sola proyección
quedan ubicados a lo largo de la dirección de la distancia radial en el Sinograma. Estos mismos
ILUSTRACIÓN 37 ESCALA DE GRISES

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datos ubicados en el sinograma en coordenadas polares, describen una línea recta que pasa
por el origen de las coordenadas.
Transformade De Radon En Fan Bean
Los datos de cada proyección quedan ubicados en el sinograma siguiendo una trayectoria
senoidal, cuya amplitud es la distancia de la fuente de radiación al origen de coordenadas.
Cuando el Sinograma se dibuja en Coordenadas Polares los datos se ubican sobre una
circunferencia, la cual pasa la posición de la fuente de radiación y el origen de las coordenadas
y cuya distancia entre dos puntos.
Transformada De Fourier
Está estrechamente relacionada con la Transformada de Radón, ya que ambas son cálculos
matemáticos que permitirán obtener imágenes en Tomografía.
Para que la Transformada de Fourier se produzca los cálculos de la Transformada de Radón
deben estar en una sola dirección.
Filtros De Kernel
Los filtros de Kernel son fórmulas matemáticas que producen varios filtros; este sistema de
filtrado de Kernel oscila en una escala de resolución que va de 30 a 90, este tipo de filtrados
permitirá distinguir los bordes y las estructuras, así como nos permitirá disminuir los artefactos
que se produzcan en la imagen.
Uno de los datos importantes que para obtener una imagen en 3D, no es necesario poner un
filtro de alta resolución ya que pierde homogeneidad en la imagen, así como perdida de
alguna información que no permita un buen diagnóstico.
Clasificación
Filtro Sharp: También conocido como el Filtro de Hueso, Realza las estructuras con diferente
coeficiente de atenuación.

Filtro Suavizado: Permite disminuir los artefactos del ruido, y permite una mejor observación
entre una estructura normal y una estructura que no es normal.
Filtro De Realce De Borde: Realza las estructuras de no muy distinto de Coeficiente de
Atenuación.
El Factor Pitch
ILUSTRACIÓN 38 TAC DE CRANEO CON FILTRO SHARP
ILUSTRACIÓN 39 TC DE VRANEO CON FILTRO DE SUAVIZADO
ILUSTRACIÓN 40 TAC DE ABDOMEN APLICADO FILTRO DE REALCE

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El factor de desplazamiento de corte o Pitch es un parámetro físico involucrado en la calidad de
imagen, la dosis de radiación y la velocidad de adquisición es un estudio por tomografía.
Según la International Electrotechnical Comission, se define al Pitch como un parámetro sin
unidad de medida, que relaciona el avance de la camilla por rotación y el ancho total de la
colimación del haz.
PITCH = Avance (mm/seg.) * T. Rotación (seg.)
Cuando se inicia el examen, el tubo de rayos x, gira de forma continua en una dirección, sin
invertir el movimiento. Al mismo tiempo que se produce el giro de la camilla que desplaza al
paciente a través del plano de rotación del haz RX. Con esto conseguimos que se recojan los
datos del paciente de forma continua como si fuera un solo barrido
Estos datos facilitan una imagen de reconstrucción, en cualquier posición del eje z del paciente.
RELACIÓN DE PASO EN EL BARRIDO ESPIRAL (PITCH)
Es la relación existente, entre el movimiento de la camilla y la colimación del haz de rayos x.
También se puede definir como, la distancia que recorre la mesa, en cada ciclo de 360º, dividido
por el grosor de corte.
Pitch = (Movimiento camilla (mm) * ciclo 360º) / Grosor de corte (mm)
El aumento del pitch por encima de 1:1, querrá decir que la hélice será más abierta, por lo que el
volumen del tejido del que se toma la imagen, en un momento dado será mayor.
El volumen del tejido–imagen, se puede calcular como:
Colimación * paso * tiempo de barrido
El pitch alto se utilizará, en pacientes poco colaboradores, en angiografías y estudios en apnea.
Cuando la capacidad térmica del equipo es baja, el tiempo de rotación del tubo, es más de 1 sg
por cada 360º, por lo que la fórmula del tejido–imagen, nos queda de la siguiente manera:
ILUSTRACIÓN 41 ESQUEMA DE AVANCE PITCHY
PACIENTE

Pitch = (colimación * paso * tiempo de barrido)/Tiempo de rotación del tubo
Filtración Y Colimación
Al igual que en otras aplicaciones de los rayos X en radiodiagnóstico, el haz generado en el tubo
debe ser colimado para adaptarlo a las dimensiones deseadas. El ancho del haz a lo largo del eje
longitudinal es general-mente pequeño, por lo que es frecuente utilizar el término “haz en
abanico”.
Para lograr mejor el gradiente deseado los filtros se montan cerca del tubo de rayos X. El objetivo
del gradiente y de los filtros de forma que lo producen es la reducción del rango dinámico de la
señal que tiene que ser registrada en el sistema detector.
Efecto De Los Parámetros De Adquisición Y Reconstrucción
Los principales parámetros son: la tensión del tubo, la intensidad de corriente del tubo y la
velocidad de rotación. Para lograr una buena transmisión de rayos X y que llegue suficiente señal
al detector se emplean valores relativamente altos de la tensión del tubo (120 - 140 kV).
Esto se justifica por la colimación relativamente estrecha del haz de rayos X que limita su eficacia.
Para ciertas aplicaciones especiales, tales como estudios con realce de contraste y TC pediátrica,
puede ser ventajoso utilizar una tensión del tubo más baja, en el rango de 80 a 100 kV.
Hay parámetros de reconstrucción y de visualización que tienen también un impacto sobre la
calidad de imagen y el desempeño del observador. Estos incluyen, por ejemplo, el espesor de
reconstrucción, las ventanas de visualización, el filtro de reconstrucción, y las imágenes MPR que
se puedan utilizar junto con las imágenes axiales.
RECONSTRUCCIÓN DE LA IMAGEN

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Para reconstruir los datos que formarán la imagen axial, se necesita un cálculo de datos a partir
de los cortes oblicuos, que se obtienen del TC helicoidal. Pues este cálculo los algoritmos permiten
reconstruir la imagen, en cualquier punto del eje z.
En este tipo de TC existen dos tipos de algoritmos de reconstrucción:
El algoritmo de interpolación, se realiza cuando se desea estimar un valor comprendido entre dos
valores ya conocidos y el algoritmo de extrapolación, cuando se desea estimar un valor fuera de
un rango de valores desconocidos.
Con la interpolación y la extrapolación lineal de 360º, se conseguirán cortes idénticos que en TC
convencional, pero los cortes sagitales y coronales reconstruidos, presentarán mayor borrosidad.
Para evitar esto, hoy en día se utiliza valores lineales entre 0º y 180º y no de 0º a 360º, para que
no aparezca borrosidad en las reconstrucciones.
Perfil De Sensibilidad Del Corte
El espesor del corte en TC, se determina mediante colimadores a la salida del tubo y antes de los
detectores. Sin embargo debido al tamaño del foco de rayos x y a la radiación dispersa, el corte
nunca es rectangular, sino que su morfología de su perfil (perfil de sensibilidad), es ligeramente
trapezoidal.
Con una zona de apertura de penumbra por fuera del espesor teórico del corte, que es
proporcionalmente mayor en cortes finos. Este problema se acentúa en las adquisiciones
helicoidales, donde los cortes se reconstruyen, a partir de los datos adquiridos en diferentes
posiciones, a la localización teórica del centro de corte. Esto lleva, un deterioro de la imagen y un
grosor de corte realmente mayor a la colimación.
Para el pitch 1:1, el valor de perfil de sensibilidad de corte será solo del 10% mayor, que en un TC
convencional. Un pitch 2:1, el perfil de sensibilidad de corte es aproximadamente un 40% más
ancho. Si utilizamos un pitch 3:1, el perfil de sensibilidad de cortes e incremente notablemente.
El pitch influye tanto en el perfil de sensibilidad del corte como en el algoritmo de interpolación.
La resolución del eje z, será peor en el caso de algoritmo de interpolación a 360º que a 180º,

debido a que el perfil de sensibilidad del corte es más ancho. Para reducir el perfil de sensibilidad
de corte, utilizaremos una interpolación de 180º y reduciremos el pitch.
• Grosor de corte = colimación
• Anchura de hélice = velocidad de la camilla
Principios De Obtención
Cuando inicia el examen, el tubo de rayos X rota continuamente. Mientras el tubo de rayo X rota,
la camilla mueve al paciente a través del plano del haz rotatorio de rayo X.
Algoritmo De Interpolación
La interpolación de datos se lleva a cabo con un programa informático especial llamado algoritmo
de interpolación. Los primeros algoritmos de interpolación usaban una interpolación lineal de
360º. El plano de la imagen reconstruida se interpolaba de datos tomados una revolución más
allá.
Cuando a estas imágenes se les da el formato de vistas o secciones sagitales o coronales, puede
haber una pérdida de definición en comparación a las imágenes de TC convencionales
formateadas. La solución al problema de la perdida de definición es la interpolación de valores
separados por 180º (media revolución del tubo de rayo X). Esto conlleva una mejor resolución en
el eje z y una mejora en las secciones reformateadas sagitales y coronales.
Factor de desplazamiento
Aparte de la mejora en las reconstrucciones sagitales y coronales, los algoritmos de interpolación
de 180º permiten tomar imágenes con un factor de desplazamiento mayor que uno. El factor de
desplazamiento helicoidal conocido (pitch) es la relación entre el movimiento de la camilla del
paciente y el grosor del haz de rayos X.

Página 52
Un incremento del factor de desplazamiento por encima de 1:1 aumentan el volumen de tejido
del cual se puede tomar una imagen en un tiempo determinado .esta es la ventaja principal
de la TC helicoidal multicorte: su capacidad de tomar imágenes de un volumen más grande del
tejido mientras el paciente aguanta la respiración una sola vez .Esto es parcialmente beneficioso
en la angiografía por ,TC la planificación de tratamientos de radio terapia y la obtención de
imágenes de pacientes no cooperadores.
Intervalo De Reconstrucción
El intervalo lo determinaremos como un espacio entre cada imagen en la reconstrucción tendrá
mucho que ver desde la adquisición de la imagen ya que dependiendo del pitch que usemos se
determinara la calidad de imagen dada por el intervalo desde la adquisición
Es decir al aumentar el diámetro de la reconstrucción aumenta también el tamaño del pixel
dismuyendo la resolución de la imagen
TABLA 2 ESQUEMA DE RELACION ENTRE INTERPOLACION Y PITCH
Interpolación Método matemático que permite mostrar las con un número de
píxeles mayor que el que tenían cuando fueron reconstruidas
originalmente. En TC helicoidal es el proceso matemático que
permite obtener una imagen de una sección corporal a partir de
ILUSTRACIÓN 42 ESQUEMA DE INTERPOLACION DE DATOS

un conjunto de datos que no se adquirieron en el plano en el que
se muestra la imagen.
Factor de paso
(pitch factor)
Razón que se obtiene al dividir el desplazamiento longitudinal de la
mesa de exploración, por cada rotación de 360º del tubo, entre el
producto del número de cortes producidos en la rotación por el
espesor nominal de corte.
Filtro de
reconstrucción
Función matemática usada para la circunvolución de los perfiles de
atenuación antes de la reconstrucción de la imagen de TC.
Proyecciones
Se debe tomar en cuenta: El tiempo necesario para adquirir una proyección y la cantidad de
radiación que debe soportar el cuerpo a irradiar.
PROYECCION PARALLEL BEAM
Para generar rayos en Paralelo es necesario, mover la fuente de radiación, lo que provocaría
mayor radiación y mayor consumo de energía.
PROYECCION FAN BEAN
Genera Rayos en forma de círculo ya que la emisión viene en forma de abanico.
La Matriz
La imagen digital está formada por unos conjuntos de pequeñas divisiones o celdas, cada una con
un determinado nivel de brillo y densidad. Cada unidad o pixel (picture element o elemento de
imagen) posee información representada en números TC o unidades Housnfield UH. El pixel
representa en dos dimensiones el volumen de un tejido. El volumen de un tejido recibe el nombre
de voxel (volume element o elemento de volumen) y ese definido por el tamaño del pixel
multiplicado por el espesor de corte.

Página 54
Para un tamaño de matriz determinado, cuanto mayor sea el diámetro de la reconstrucción mayor
será el tamaño del pixel, pero si aumentamos el tamaño de la matriz menor será el tamaño del
pixel.
La matriz utilizada habitualmente en tomografía es de 512 x 512.
Pixel:
Cada uno de los pequeños cuadraditos o elementos que componen la Matriz, reciben el nombre
de Pixel (PICTURE ELEMENT): es decir, elemento de representación o de dibujo, siendo su tamaño
para todos igual, y proporcional al número de matriz empleado
ILUSTRACIÓN 43 EJEMPLO DE UN CORTE PARA OBSERVAR LA
MATRIZ
ILUSTRACIÓN 44 DIAGRAMA DE MATRIZ AMPLIA Y PEQUEÑA

Es decir, cada imagen radiológica de un paciente visualizada en el monitor, en su conjunto
constituye la matriz, y a su vez está formada por pequeños trocitos de la imagen. Cada uno de
esos trocitos es un pixel, y cada pixel corresponde a una porción del paciente al que se le ha
realizado la imagen topográfica
Pixel: Campo de Visión (FOV)/ Matriz
La matriz más usada en tomografía es de 512 x 512.
Voxel
Viene a ser la unidad de volumen de una imagen. Representa un volumen igual a una pequeña
área de la imagen multiplicad por el grosor de corte. La altura del voxel está determinada por la
anchura del haz de Rayos X (espesor de corte tomográfico).
ILUSTRACIÓN 45 ESQUEMA QUE CONTIENE UNA
REPRESENTACION DE PIXEL Y EN MATRIZ
ILUSTRACIÓN 46 ESQUEMA DE VOXEL

Página 56
Field Of View (FOV): El FOV o campo de visión, corresponde al tamaño de representación de
la imagen anatómica. La resolución depende de la matriz utilizada y del tamaño del pixel. La
dimensión del pixel se relaciona con el FOV y el tamaño de la matriz de la imagen:
T. PIXEL = FOV / MATRIZ
Existen dos tipos de campos el campo medido y el campo representado.
EL CAMPO MEDIDO: es el tamaño de apertura en el Gantry, esto es, preparar los detectores necesarios
para hacer la medición, los demás detectores (los que nos sobran) solo están preparados para recibir
densidad aire. Si estos detectores recibieran Rx aparecerían artefactos por fuera de campo.
CAMPO DE REPRESENTACIÓN: se refiere a la parte del campo de medición que va a ser representada
por el ordenador en el monitor. Una vez elegido el campo de medición ahora decidimos si se representa
todo o una parte. El campo de representación debe ser lo más pequeño posible ya que determinara junto
con la matriz el tamaño del pixel.
Recogida De Datos
La energía se obtiene con el tubo de rayos X y su consiguiente produciendo un haz de rayos
marcadamente colimado que se llamará energía primaria; las estructuras que son atravesadas por
este haz absorben una cantidad de energía proporcional a su coeficiente de atenuación.
El coeficiente lineal de atenuación depende de varios factores, como la densidad del objeto, su
número atómico y su espesor.
Existen 2 formas de seleccionar un plano de corte:
RECONSTRUCCIÓN ANCHA (WIDE)
La reconstrucción de la imagen utiliza, para la interpolación, los datos puntuales de todas las
proyecciones que se encuentran a 360°, antes y después, con respecto al plano de corte
seleccionado. Estos son algoritmos fáciles de implementar y sólidos con respecto a la calidad de
la imagen, pero tienen la desventaja que tienden a ensanchar fuertemente los perfiles de los
cortes.

RECONSTRUCCIÓN DELGADA (SLIM)
La reconstrucción de la imagen utiliza, para la interpolación, los datos puntuales de todas las
proyecciones que se encuentran a 180°, antes y después, con respecto al plano de corte
seleccionado. Esto significa que todos los detalles del objeto son visualizados desde dos
direcciones opuestas durante una rotación de 360°. Como resultado, se mejora la resolución
espacial en la dirección del eje Z y se logran menores espesores de corte.
Este proceso comienza cuando se escanea la sección transversal del paciente, obteniéndose un
gran número de voxels y es a partir de ahí que el sistema de reconstrucción de imagen se encarga
de procesar toda esta información digital y reconstruir la imagen correspondiente, utilizando
filtros y algoritmos especiales. Cada suma de rayos constituye una ecuación lineal cuyas variables
son los coeficientes de atenuación de cada voxel atravesado y como resultado se obtendrán tantas
ecuaciones como valores medidos obtenidos (sumas de rayos).
La Retroproyección (Backprojection)
Implica la reasignación de los datos del rastreo convolucionado a una matriz de imagen 2D que
representa la sección del paciente que está siendo explorado. Se realiza perfil a perfil, durante
todo el proceso de reconstrucción de la imagen. La matriz puede imaginarse como un tablero de
ajedrez, que consiste típicamente en 512 x 512 ó 1 024 x 1 024 elementos de imagen, llamados
píxeles.
La retroproyección permite asignar una densidad exacta a cada uno de estos píxeles que son
entonces representados con una gama de grises más o menos oscura. A mayor claridad de gris,
mayor densidad tendrá el tejido del interior del píxel (por ejemplo, hueso).
Cuando los perfiles de atenuación son sumados en la memoria del retroproyector, los valores
correspondientes al lugar donde está localizado el píxel serán mucho mayores que en el resto de
la matriz, por lo que se obtiene una imagen áspera del píxel.
La imagen obtenida por la retroproyección produce sombras grises que se extienden desde el
centro del píxel, de forma similar a las puntas de una estrella.
Este tipo de artefacto de estrella es producido por la backprojection y no es posible corregirlo
procesando un mayor número de proyecciones.
Otra 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. Para corregir este artefacto

Página 58
se emplea un proceso llamado convolución, que será tratado más adelante, y modifica los datos
de la proyección antes de la retroproyección.
PARÁMETROS DE LA RETROPROYECCIÓN:
Reconstrucción de los datos crudos (Raw Data): los datos crudos son adquiridos partiendo del
campo de medición (scan field) completo, con el objetivo de evitar distorsiones de los valores
Hounsfield obtenidos.
A partir de los datos crudos puede ser reconstruido un segmento de la imagen.
Reconstrucciones En Distintos Planos Al Corte Original
Técnica de 2D
RECONSTRUCCIÓN MULTIPLANAR (MPR).
Esta técnica permite la reconstrucción en múltiples planos, siendo los más usados el corte coronal,
sagital y el oblicuo. La MPR se ha convertido en una herramienta valiosa para el diagnóstico de
fracturas y de otras patologías ortopédicas, pues las secciones convencionales axiales no siempre
proporcionan suficiente información sobre las fracturas: un buen ejemplo es aquella fractura muy
fina, sin desplazamiento ni discontinuidad cortical, que se demuestra de forma más efectiva
gracias a la MPR
Técnica de 3D
ILUSTRACIÓN 47 TC DE TORAX CON MPR

MAXIMUM INTENSITY PROJECTION (MIP). Es un método matemático de visualización en 3D
que extrae los vóxeles de mayor absorción. Estos vóxeles son seleccionados desde distintos
ángulos mediante bloque de datos y son proyectados como una imagen 2D. El efecto 3D se
obtiene variando, en pequeños sectores escalonados, el ángulo de proyección y viendo entonces
las imágenes reconstruidas en sucesión rápida (por ejemplo, en modo "cine"). Este procedimiento
también se emplea para examinar los vasos sanguíneos realzados por el contraste
MINIMUM INTENSITY PROJECTION (proyección de mínima intensidad) (MinIP). Es un método
matemático de visualización en 3D, semejante a la MIP, pero con visualización de los vóxeles de
menor absorción.
ILUSTRACIÓN 49 ANGIOTC DE CEREBRO EN MIP
ILUSTRACIÓN 48 TC DE CRANEO EN 3D

Página 60
Técnica De Exposición De Superficie Sombreada
(Shaded Surface Display) (SSD). En esta técnica de visualización para la construcción de superficies
en 3D sólo se consideran los vóxeles cuyos valores excedan un valor umbral definido, mostrándose
la superficie de un órgano o hueso que ha sido definida en unidades Hounsfield por encima de
un determinado valor umbral. El ángulo de visión, así como la localización de la hipotética fuente
de luz son cruciales para obtener reconstrucciones óptimas
Volume Rendering Technique (VRT).
Técnica de renderización de volumen para la construcción de superficies en 3D. Este proceso,
denominado Rendering (reproducción), emplea una serie de complejos cálculos matemáticos para
determinar el aspecto que presenta un volumen escaneado desde distintos ángulos y como
resultado, se obtendrá la forma, el sombreado y la perspectiva lineal resultantes, tan precisos que
proporcionan sensación de profundidad y la ilusión de una tercera dimensión en una imagen
bidimensional representada en la pantalla del monitor del equipo de TAC.
ILUSTRACIÓN 50 VTR EN ESCAPULA

AngioTAC.
Esta técnica, aunque muy superior a la fluoroscopia y a las radiografías del tórax en la detección
de las calcificaciones de las coronarias, tiene múltiples inconvenientes como los posibles artefactos
por movimientos de cortes lentos, los fenómenos de adición de volumen y los problemas que
crean la movilidad respiratoria y cardiaca. En la actualidad, la información que ofrecen los equipos
modernos de tomografía con técnicas helicoidales multicortes, han superado estas dificultades.
Endoscopia Virtual.
Es un software que poseen algunos equipos helicoidales, con el que se puede realizar una
verdadera endoscopia sin instrumentar al paciente. Este procedimiento permite visualizar
representaciones anatómicas mediante la creación de modelos de "objetos" tridimensionales. Con
su ayuda, se pueden visualizar cavidades como el colon, el sistema bronquial y las arterias, desde
posiciones interiores del volumen. La calidad de este proceso depende de la firma comercial y de
la generación de TAC helicoidal que se emplee.
ILUSTRACIÓN 51 ANGIOTC DE CRANEO

Página 62
Perfusión CT.
Esta técnica proporciona imágenes del flujo sanguíneo, del volumen de sangre y del tiempo hasta
el pico, a partir de un juego de imágenes de TC dinámicas.
Calcium Scoring.
Técnica que permite estimar la cantidad de calcio detectado en las arterias coronarias, facilitando
enormemente el control y terapia de estos pacientes con riesgo de sufrir enfermedades
coronarias.
ILUSTRACIÓN 52 ILUSTRACION DE COLON
EN ENDOSCOPIA
ILUSTRACIÓN 53 TC CRANEO CON PERFUSION

Nivel De Ventana
Cuanto mayor sea la ventana mayor será el contraste de la imagen, pues existirá un tono de gris
por pocas unidades de la escala; cuanto menor sea la Ventana disminuirá el contraste, pues
muchas unidades estarán dentro de un mismo tono de gris o color.
Al elevar la media desaparecerán las imágenes de poco valor de atenuación pues irán quedando
en la zona invisible inferior de la escala; cuanto más baja sea la media, se podrá apreciar
estructuras de menor valor de atenuación. La utilización correcta de la ventana se aprende con la
experiencia, pues suele variar para cada caso, siendo muy diferente según la estructura del órgano
a explorar.; existiendo protocolos previamente establecidos para su utilización en diferentes
órganos. El estudio en TC comienza con la selección del número de cortes a realizar, el grosor de
dichos cortes y la selección del nivel de ventana que habitualmente suelen estar protocolizados
en todas las unidades de TC.
Evidentemente si en la planificación del estudio una lesión queda fuera de los planos y cortes
realizados, es imposible que aparezca en la imagen radiológica y por tanto se hace imposible su
diagnóstico con esta técnica; por lo que el conocimiento de estas características resulta
imprescindible para valorar las imágenes obtenidas en TC
ILUSTRACIÓN 54 SCORE DE CALCIO EN TC DE
CARDIACO

Página 64
Calidad De La Imagen
La calidad de la imagen en TC viene determinada por unas características, a los que generalmente
se les puede asignar un valor numérico, dado que en TC los píxeles tienen valores discretos o
numéricos.
Dichas características que determinan la Calidad de Imagen en la TC son:
 Resolución Espacial
 Resolución De Bajo Contraste
 Ruido
 Linealidad.
RESOLUCIÓN ESPACIAL
Cuando se obtiene una imagen de dos estructuras que presentan una interface muy nítida entre
ellas (blanco/negro), la imagen reconstruida por la TC será algo borrosa en el punto de cambio.
El grado de borrosidad proporciona una medida de la resolución espacial de alto contraste del
sistema.
ILUSTRACIÓN 55 ADQUISICION DE VENTANA

Como la imagen en su punto de cambio es una representación visual de los valores numéricos de
los píxeles correspondientes, se pueden analizar su valor numérico en torno a la zona de cambio
para obtener una medida cuantitativa de su resolución espacial.
En realidad el valor numérico no cambiará bruscamente sino que lo hará en forma gradual de
números Hounsfield. Esta transición en sus valores numéricos indica una mala resolución espacial.
Cuanto mayor sea el tamaño del píxel y menor el contraste del sujeto, peor será la resolución
espacial.
De igual forma el tamaño de los detectores, el diseño de los colimadores que aumentan la
radiación dispersa afecta a la resolución espacial, ya que también disminuyen el contraste del
sistema.
RESOLUCION DE BAJO CONTRASTE
La capacidad de distinguir un tejido con una determinada composición de otro de composición
similar, independientemente del tamaño y de su forma, recibe el nombre de Resolución de bajo
contraste. Los equipos de TC son insuperables en este aspecto. Como se ha visto, el coeficiente
de atenuación de energía depende de la energía del fotón, del número atómico del tejido
irradiado y de la densidad de la parte corporal explorada.
RUIDO DEL SISTEMA
Si se realiza un barrido de un medio perfectamente homogéneo, como es un fantoma o maniquí
de agua, el valor de cada uno de los píxeles de esa imagen debería ser cero. Pero esto no ocurre,
porque la resolución de bajo contraste no es perfecta. Por tanto, la media de todos los valores de
todos los píxeles será cero, pero algunos darán valores superiores y otros inferiores a cero.
Esta variación de los números en torno al cero es el Ruido del sistema. Si todos los píxeles
presentaran el mísmo valor, el ruido del sistema sería cero. El ruido se define como la desviación
estándar porcentual de los píxeles obtenidos al realizar un barrido de un recipiente de agua.
El ruido del sistema depende de distintos factores: - Tensión de pico y filtración - Tamaño del pixel
- Grosor de la sección - Eficacia de los detectores - Dosis que recibe el paciente. En un mismo
aparato, el valor del número de TC puede variar de un día para otro e incluso de una hora a otra.

Página 66
En último extremo, es la dosis que recibe el paciente, o el número de rayos X que utiliza el detector
para producir la imagen la que condiciona el ruido del sistema.
LINEALIDAD Es muy importante realizar calibraciones periódicas para comprobar que el agua
sigue siendo representada por el cero y los restantes materiales por sus números correspondientes
de TC. Se recomienda una calibración diaria mediante la utilización de fantomas. La falta de
linealidad indica que el equipo funciona mal o esta desalineado. Si la desviación es pequeña los
valores numéricos de TC no serán precisos, pero el efecto sobre la imagen puede ser muy
pequeño. No obstante, esta pequeña desviación puede afectar al análisis cuantitativo del tejido
mediante los valores de atenuación de los píxeles en TC.
Artefactos
Se llama así a todos los componentes del contenido o la forma de la imagen que no
corresponden a lo esperado en un sistema de TC supuestamente ideal.
Se pueden clasificar atendiendo a la causa que los ha provocado, en dos tipos diferentes
 Artefactos De Origen Cinético:
A) POR MOVIMIENTO DEL PACIENTE: es el más frecuente de los artefactos producidos
y sólo se puede evitar con una adecuada información al paciente de la técnica que se
le va a aplicar y las consecuencias que conlleva su movimiento. Por otro lado, si se trata
de niños o personas que no pueden evitar el movimiento, sólo queda la. posibilidad de
la sedación con fármacos o la inmovilización mediante dispositivos adecuados.

B) POR FUERA DE CAMPO (F.O.V., FIELD OF VIEW): no se trata de un artefacto de
origen cinético propiamente dicho, se incluye en este apartado por similitud. Se trata
de un defecto en la medición por no encontrarse todo el objeto dentro del abanico de
radiación, es decir, parte del paciente no queda dentro del campo de medición de los
detectores o del campo de irradiación. Esto puede suceder por un mal posicionamiento
del paciente en la mesa de exploración o por ser éste demasiado grueso para ser
cubierto totalmente por el haz. Se puede resolver mediante un posicionamiento
correcto, mediante la ampliación del diámetro de exploración o campo de visión),
algunos sistemas modernos incluyen material informatizado para hacerlo, o utilizando
el zoom de imagen para analizar aquellas zonas de interés.
C) POR MOVIMIENTOS DEL SISTEMA: si se producen artefactos por vibración del
sistema tubo detectores o mesa de exploración sólo pueden ser debidos a avería de dichos
componentes, de modo que será la casa instaladora la competente para solucionarlos.
 Artefactos De Origen Técnico
A) POR ALIASING: se produce cuando en la secuencia de corte un detector pasa de
medir un fotón extraordinariamente atenuado, por ejemplo, por un objeto metálico o
de alto Z, a medir un fotón de atenuación normal o baja, por ejemplo, un asa intestinal
o pulmón. Este cambio brusco del nivel energético que el detector debe medir ocasiona
ILUSTRACIÓN 56 TC DE PELVIS
ILUSTRACIÓN 57 TC TORAX
ABDOMEN Y PELVIS

Página 68
un retardo en el tiempo de reacción del detector y como consecuencia se produce un
falso halo de atenuación en torno al componente de alta densidad. Se puede disminuir
o eliminar este artefacto situando el elemento perturbador lo más centrado posible en
el campo de medición o aumentando el número de proyecciones por corte.
B) POR FALTA DE LINEALIDAD: es decir, la medición obtenida por algún detector, o
por todos, no es proporcional en una secuencia creciente de espesores del objeto. Se
produce entonces una imagen heterogénea, si el error es de todos los detectores; o
bien una secuencia de anillos parciales o rayas si el error es de un sólo detector. Aun
siendo una avería del sistema de detectores se puede, en parte, subsanar reduciendo
el espesor del corte mediante colimación.
C) POR FALTA DE ESTABILIDAD: se produce cuando falla la sensibilidad de un detector
o grupo de ellos. Aparecen en la imagen unos anillos concéntricos o rayas,
dependiendo del sistema de reconstrucción de imagen. Sólo se puede solucionar el
problema mediante la calibración de los detectores. Algunos sistemas de TC incluyen
procedimientos de auto calibración que pueden ser usados tantas veces como sea
necesario.
CAPITULO IV.- “PROTOCOLOS Y MEDIOS DE CONTRASTE”
Tomo estudio de tomografía se puede decir que cumple su funcionalidad cuando es realizado en
simple y contrastada ya que permite observar distintas lesiones que pasarían desapercibidas en
una simple, pero su mayor función esta en los estudios de vasos y reconstrucciones en las que se
requiere observar la permeabilidad de una vía

Se debe recordar que es preferible realizar un estudio simple antes del contrastado ya que la
eliminación del contraste será moderada por tanto realizar un estudio posterior a este arrojaría
falsos positivos de patologías inexistentes en el sistema.
Con los avances tecnológicos ha mejorado el uso de contraste para la adquisición, en el mercado
existen gran variedad de contrastes pero siempre se debe optar por el que permita usar menos
dosis y que de mejor calidad de imagen, pero su costo es elevado a comparación de otros, cabe
recalcar que no es buen criterio elegir grandes dosis para mejor imagen ya que la eliminación del
contraste es mediante vía renal y el exceso de concentración de yodo puede causar una
intoxicación medicamentosa.
Medios De Contraste
Contraste Negativo
Se llaman negativos porque los rayos x los traspasan con mucha facilidad. Normalmente se
administra por vía oral o rectal, los medios de contraste más frecuentes son el aire oxígeno,
dióxido de carbono, se utilizan normalmente en exploraciones del sistema digestivo.
Contraste Positivo
Son un grupo de sustancias que, administradas por diferentes vías, realzan determinadas
estructuras anatómicas por tener un coeficiente de absorción mayor a los rayos X que las
estructuras vecinas, aumentando notablemente la capacidad diagnóstica de un estudio.
Los medios de contrastes endovenosos aprobados para la administración en TAC, son moléculas
orgánicas complejas unidas al yodo, considerándose la primera causa de reacciones alérgicas en
los pacientes debido, en mayor medida, al grado de osmolaridad y no a la presencia del yodo en
sí.
Los medios de contrastes yodados han evolucionado tratando de tener un grado de osmolaridad
lo más cercano posible al de los tejidos.

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