mod1_Clase1_utilidad_diagnostica_RPM_2016

1

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

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

Fig.3. Técnica de Radiografía Convencional
4

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

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

II. SECCIÓN TRANSVERSAL
El objetivo de la Tomografía Computada es realizar cortes de una sección transversal del cuerpo
principalmente (es decir, perpendicular al eje longitudinal de la estructura en estudio) de la
manera menos invasiva posible. Por lo tanto, la idea es, obviamente, no tener que seccionar ni
cortar el objeto que estamos estudiando (fig.6).
Fig.6. Cortes transversales de un cuerpo humano
Entonces, ¿cómo lograr este objetivo?
Bueno, el fundamento matemático en que se basa la Tomografía Computada fue desarrollado
por Johan Radón (fig.7), matemático Austriaco, que en 1917, desarrolla una teoría que indica
que toda estructura interna de un objeto puede determinarse si se conoce el valor de las
integrales de todas la infinitas proyecciones que pueden pasar a través de él (fig.8).
7

Fig.7. Johan Radón
Fig.8. Postulado de Radón
Radón indica que, si conocemos todos los valores integrales de las infinitas proyecciones que
pasan a través del objeto que estamos estudiando, podríamos incluso reproducir la
tridimensionalidad del objeto. En Tomografía Computada, estas infinitas proyecciones se podrían
obtener con la utilización de los rayos x. Sin embargo, como este trabajo se desarrolló en 1917,
época en que la tecnología computacional era nula, Radón tenía que hacer todos sus trabajos
manualmente, por consiguiente, no pudo poner en práctica esta teoría.
Por tanto, la TC llega a ser posible gracias al desarrollo de la moderna tecnología computacional
de los años 60 y ahí aparece la tercera característica de la tomografía computada, que es la
necesidad de un computador para analizar una inmensa cantidad de datos y generar la imagen.
III.- COMPUTADA
Como es imposible analizar un conjunto infinito de integrales de proyección, en estos años
(década del 60), se demuestra que, aunque con un número finito de ellas nunca se podría
reconstruir exactamente el interior del objeto estudiado, si se toma un conjunto adecuado y
suficientemente alto, se lograría reconstruir una imagen aproximada muy confiable de él.
Así en 1955, la computación se comienza a introducir en radiología, principalmente con cálculos
rápidos y exactos de la distribución de dosis en el cuerpo humano, al ser expuestos a radiación
ionizante.
En estos trabajos destaca principalmente el físico sudafricano Allan Cormack (fig.9), quien entre
1957 y 1963 desarrolló un método para calcular la distribución de la absorción de la radiación en
el cuerpo humano basado en mediciones de la transmisión. Cormack, trabajaba haciendo
planificaciones en el tratamientos de radioterapia en un hospital de Sudáfrica, y en sus
8

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Ahora ¿cuáles de todos estos datos son conocidos por el equipo de TC?
Bueno, el TC va a saber cuál es la intensidad de la radiación emitida, es decir, conoce I 0 (que
depende de los parámetros que escojamos, como kVp, mAs, etc). También se conoce e, porque
es una constante. También se sabe la distancia que recorren los rayos x, y se conoce también la
intensidad de la radiación que recibe (que es captada por los detectores). Es decir, la incógnita
que nos queda es conocer µ.
Entonces ¿Qué tenemos que hacer para calcular todos estos coeficientes de atenuación?
Bueno, para poder generar una imagen, un número suficientemente alto de integrales de
atenuación o valores de proyección deben ser registrados. En el esquema que se muestra a
continuación, se escanea un corte de cerebro, como la experiencia que tuvo Hounsfield, con el
tubo de rayos x y el detector unidos en un movimiento de traslación. Conjunto que se van a
mover en forma lateral para abarcar completamente el diámetro del cráneo.
En cada uno de los 160 pasos discretos, el detector mide la intensidad de la radiación. Los
primeros puntos, al igual que los últimos, van a medir la misma intensidad de salida del haz
desde el tubo de rx, porque no son atenuados en su trayectoria, pero mientras avanza y el haz
de fotones interactúa con el sujeto, se van atenuando y la intensidad de radiación que capta el
detector, es menor. De esta manera, cada uno de estos 160 pasos son graficados en una curva
de intensidad de radiación vs la distancia recorrida por el conjunto Tubo-Detector (fig.26).
Fig.26. Movimiento de Traslación del sistema Tubo-Detector y registro de la intensidad del haz
atenuado
20

Al unir todos los puntos de esta curva, se genera un perfil, llamado “Perfil de intensidad”. Si a
cada punto de este perfil se le calcula el logaritmo natural, Ln (I 0 /I), se obtiene el “Perfil de
atenuación”, curva que se utiliza para generar la imagen de TC (fig.27).
Fig.27. Perfil de Atenuación generado a partir del Perfil de Intensidad
Con todo esto se tiene la información de una sola proyección. Sin embargo, para obtener los
datos necesarios para poder generar una imagen o corte axial, es necesario llevar a cabo
mediciones en todas las en todas las direcciones del espacio o, por lo menos, en un rango
angular de 180° (fig.28), para obtener los distintos perfiles de atenuación, con los cuales
alcanzar los datos suficientes, que al procesar se pueda generar una imagen. Por lo tanto, se
generan sucesivos perfiles de atenuación para sucesivas posiciones angulares.
21

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

Con todo esto, se genera una escala de N°s CT, como se observa en la siguiente figura, que va
desde el -1000 hasta el +1000, donde el valor cero corresponde al agua, como vimos antes. En
esta escala, cada tejido tiene un rango característico de UH. Así, por ejemplo, el tejido óseo
(hueso compacto), que tiene un coeficiente de atenuación alto, va a tener N°s CT cercanos al
+1000. El tejido pulmonar, por el contrario, al estar lleno de aire, tiene n°s CT bastante
negativos, cercanos al -1000 UH. En la escala, se aprecia también que el tejido adiposo (la
grasa) también tiene valores de UH negativas, entre el -80 y -100 UH. Los tejidos blandos,
hígado, riñones, páncreas, etc y sangre, están en un rango de n°s CT entre el cero y el +80 UH,
etc. (fig.29).
Fig.29. Escala de Números CT
Los tejidos que tengan valores de N°s CT cercanos al cero se van a llamar Isodensos , todos los
tejidos que tengan UH más cercanas al +1000 UH se van llamar hiperdensos y van a tender al
blanco y lo que estén por debajo del cero van a ser tejidos hipodensos, que van a tender al
negro en la escala de grises. Aunque también debemos comprender que los términos hipo o
hiperdenso son términos relativos que permiten comparar un tejido respecto a otro. Por
ejemplo, podemos decir que el tejido adiposo es hipodenso respecto al tejido hepático normal.
Como vimos antes, debido a que, en general, los equipos trabajan con 12 bits por pixel, cada
elemento de imagen puede optar a 2 12 valores distintos, es decir, cada pixel puede tomar
cualquiera de los 4096 niveles de gris disponibles.
Por lo tanto, la escala real de n°s CT va desde el -1024 UH, pasando por cero, hasta el +3071
UH, así tenemos esta escala que considera los 4096 niveles de grises que puede optar cada uno
de los elementos de imagen (fig.30).
23

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

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

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

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

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

Fig.36. Ejemplo n°3 WW y WL
CONSIDERACIONES TÉCNICAS EN TOMOGRAFIA COMPUTADA
En Tomografía Computada tenemos distintos Ejes espaciales de referencia que van a representar
cómo se adquiere la imagen con respecto al eje del paciente. En todos los Tomógrafos
Computados, el eje Z, es el eje longitudinal del paciente y el plano XY es un plano perpendicular
al eje Z, conformado por el eje X (horizontal) y el eje Y (vertical), que es el plano de la imagen
axial. Por lo tanto, el eje Z, va ser siempre el eje longitudinal del paciente y el plano XY, es
perpendicular al eje Z y corresponde al plano de la imagen (fig.37).
Fig.37. Ejes de referencia en Tomografía Computada
29

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

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

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

Fig.41. Syntec-3000. Primer equipo TC de 3ra generación, desarrollado
por GE
4.- Equipos TC de Cuarta generación.
Este tipo de geometría de detección involucra un anillo completo y estacionario de detectores,
que envolvía al tubo de rx y al paciente, en que solamente el tubo giraba con un haz de fotones
en abanico, que abarcaba también al paciente completo. Este tipo de TC fue desarrollado en
1978 por AS&E, que incorporó más de 4000 detectores en un anillo completo de 360° (fig.42).
Fig.42. Equipo TC de 4ta generación
Sin embargo, no prosperó en el mercado debido a lo complejo de su construcción e instalación, y
además, la imagen obtenida presentaba falencias respecto a los TC de 3ra generación.
33

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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