9 tomografia

CAPÍTULO IX: TOMOGRAFÍA COMPUTARIZADA 81
Bioing. PEDRO PABLO ESCOBAR – Imágenes en Medicina.
CAPÍTULO IX: TOMOGRAFÍA COMPUTARIZADA
8.1. INTRODUCCIÓN
Fue descubierta y desarrollada por Hounsfield y Cormack en la década del 70, en Inglaterra. Ha supuesto
uno de los avances más importantes en radiodiagnóstico y la medicina contemporánea. La TC puede
definirse como el método radiológico en el cual se logra una imagen que es el resultado de la reconstrucción
bidimensional de un plano tomográfico de un objeto, obtenida mediante una computadora.
La innovación de la TC radica en dos cambios fundamentales:
1) No existe receptor de imagen del tipo película, tubo intensificador u otro similar; sino que el haz
colimado que atraviesa al paciente es capturado por unos detectores muy precisos.
2) Los valores recogidos por los detectores se envían a una computadora que analiza la señal,
reconstruye la imagen a partir de la información mediante complejos algoritmos matemáticos y
finalmente la muestra o imprime.
8.2. PRINCIPIO DE FUNCIONAMIENTO
La forma exacta en la que se produce la imagen en TC es muy complicada y requiere sólidos conocimientos
de ingeniería, física e informática, pero los principios básicos pueden ser explicados con cierta facilidad si
suponemos un conjunto formado por el haz de RX colimado y un único detector, acoplados de tal manera de
moverse en forma sincronizada.
Cuando el conjunto fuente-detector realiza un barrido o traslación a lo largo del paciente, las estructuras
internas del organismo atenúan el haz en función de su densidad y número atómico. La intensidad de
radiación remanente se detecta y se crea un perfil de intensidades que se llama proyección.
Al final de cada barrido, el conjunto fuente-detector gira y comienza un segundo barrido para obtener una
nueva proyección; y así se repite el proceso un buena cantidad de veces hasta obtener un gran número de
proyecciones. Estas proyecciones no se visualizan sino que se almacenan en forma numérica en la
computadora, quien procesa los datos superponiendo cada proyección para reconstruir la estructura
anatómica explorada.
La superposición de las proyecciones se realiza dividiendo la señal del detector en cada traslación entre
múltiples valores, con incrementos comprendidos entre 50 y 80 kVp. El valor de cada incremento está
relacionado con el coeficiente de atenuación del recorrido total del haz a través de los tejidos. Mediante
ecuaciones simultáneas se obtiene una matriz que representa la sección estudiada.
8.3. MODOS DE FUNCIONAMIENTO
Primera generación de escáneres
Esta descripción anterior de un conjunto haz colimado y un único detector desplazándose sobre el paciente y
girando entre barridos sucesivos, corresponde a los primeros equipos de TC. La desventaja era su lentitud,
exigían 180 barridos con un giro de 1° entre cada uno empleando más de 5 minutos en un examen.
En estos equipos primitivos se empleaba un bolsa llena de agua para obtener una detección uniforme
durante el barrido. El agua era necesaria para suavizar el cambio brusco de atenuación del haz entre el aire
y los huesos del cráneo, puesto que estas máquinas primarias estaban diseñadas para estudiar sólo la
cabeza.
Segunda generación de escáneres

Estos equipos también eran del tipo traslación-rotación y ya no se fabrican. Emiten un haz con forma de
abanico y varios detectores que se trasladaban y y rotaban en forma sincrónica.
La principal ventaja era su velocidad ya que al aumentar el número de detectores se reduce el tiempo de
barrido. Como consecuencia, el giro posterior a cada barrido era de 5° o más. Además la detección
simultánea por varios canales aumenta la calidad de la imagen.
La desventaja es que un haz en abanico aumenta la radiación dispersa y afecta la calidad del material final
entregado.
Escáner de primera generación
(El gantry rota 1° en cada proyección)
Escáner de segunda generación
(El gantry rota 5° a 10° por cada proyección)

Tercera generación de escáneres
La principal limitación de los escáneres de segunda generación seguía siendo la duración del examen que
rondaba los 20 segundos. Para superar esa limitación, en los nuevos escáneres el tubo de RX y una matriz
de detectores rotan en torno al paciente, consiguiendo tiempos de examen de sólo 1 segundo. Estos equipos
utilizan un haz en abanico (30° a 60° de amplitud) y una matriz curvilínea de al menos 30 detectores, de
manera que el haz cubra por completo al paciente durante el examen.
Pueden incorporar colimadores prepaciente y postpaciente (o predetector) para reducir la radiación dispersa,
mejorar la calidad de la imagen y reducir la dosis entregada al paciente. La colimación prepaciente
determina el grosor del corte anatómico, que recibe el nombre de perfil sensitivo.
Uno de los problemas que tienen es la ocasional aparición de artefactos en anillo cuando falla un detector,
ya que cada detector recibe información de una sección anular del organismo durante un barrido. Si falla un
detector o un conjunto de ellos aparecerá un artefacto en anillo en la imagen reconstruida.
Cuarta generación de escáneres
Al igual que los anteriores, estos escáneres sólo poseen movimiento de rotación, pero en este caso sólo gira
el generador de RX y los detectores permanecen fijos.
La detección de radiación se consigue mediante un conjunto de al menos 1000 detectores colocados en el
perímetro de una circunferencia, dentro de la cual se ubica al paciente. Utiliza un haz en forma de abanico
para aumentar la superficie de exploración. El tiempo de examen es de 1 segundo y pueden explorarse
secciones anatómicas de grosor variable.
El problema de estos equipos es que la dosis que recibe el paciente es mayor que con otros escáneres.
Además tienen un costo más elevado debido al gran número de detectores y toda la electrónica asociada a
ellos. En estos escáneres el artefacto más frecuente es de forma circular, debido a la geometría de los
sensores.
Escáner de tercera generación Escáner de cuarta generación
Tendencias actuales en el diseño de escáneres
Todos tienden a mejorar la calidad de la imagen reduciendo la dosis entregada al paciente. Se han
desarrollado escáneres más rápidos que permiten la TC dinámica. En muchos equipos nuevos se ha
adoptado la tecnología del anillo deslizante, que permite la rotación continua del tubo de RX y de los
detectores.

Consideraciones sobre la calidad de la imagen
No se puede emitir una crítica definitiva sobre qué equipos producen mejores imágenes. Gran parte de la
calidad final de la imagen depende de las funciones matemáticas utilizadas en la reconstrucción; y estas
técnicas están perfeccionándose continuamente desarrollando algoritmos cada vez más complejos y más
eficientes.
Resumen de características
Generación Movimiento Tipo de haz Detectores Tiempo de escaneo
1° Traslación/Rotación Lápiz 1 + 300 seg.
2° Traslación/Rotación Abanico +10 20 seg.
3° Rotación Abanico +30 1-2 seg.
4° Rotación Abanico 1000 1 seg.
8.4. COMPONENTES DE UN EQUIPO DE TC
Los componentes principales de un equipo de TC son el conjunto de grúa, el ordenador y la consola de
operación. Cada uno de estos componentes está formado a su vez por distintos subsistemas que realizan
funciones específicas. En la siguiente figura se observa un esquema general de un servicio de tomografía
computarizada.

8.4.1. CONJUNTO DE GRÚA
El conjunto de grúa está formado por el tubo de rayos X, la matriz de detectores, el generador de alta
tensión, la camilla del paciente y los elementos mecánicos de soporte de todos estos componentes. Estos
subsistemas se controlan desde la consola y envían datos al ordenador para generar y analizar la imagen.
Conjunto de grúa: gantry, camilla, detectores y tubo de RX.
A. Tubo de Rayos X
El tubo de RX para un equipo de TC debe cumplir exigencias especiales. Trabaja con corrientes
relativamente bajas (menos de 100 mA) pero requieren de una elevada potencia instantánea.
La capacidad calorífica del ánodo está entre 500.000 y 2.000.000 HU y se emplean rotores de alta
velocidad para favorecer la disipación del calor y el enfriamiento rápido del ánodo.
El tamaño del punto focal no es de gran importancia porque la TC no se basa en el principio de la
imagen geométrica sino en la reconstrucción de múltiples proyecciones tomográficas, pero de cualquier
manera se los diseña con un punto focal pequeño para elevar la resolución espacial.
B. Detectores de radiación
B.1. De centelleo: están constituidos por un conjunto cristal-fotodiodo. El cristal puede ser de
germanato de bismuto (BGO), yoduro de cesio (CsI) o tungstenato de cadmio (CdWO4). La
cantidad de detectores varía según el equipo, pero normalmente hay de 1 a 8 detectores/cm o
de 1 a 5 detectores/grado. Esta concentración de detectores es una de las características más

importantes de los equipos de TC porque determina la resolución espacial del equipo. Alrededor
del 90% de los rayos que alcanzan a los detectores son absorbidos y contribuyen a la señal de
salida, pero físicamente no es posible colocar los detectores tan próximos entre sí y el espacio
entre detectores puede ocupar el 50% del área atravesada por la radiación. Así, la eficacia real
de detección se reduce a 45%. Esto tiene una segunda lectura: el 55% de la radiación restante
contribuye a elevar la dosis que recibe el paciente sin aportar a la información de la imagen.
B.2. De gas: consisten en una gran cámara metálica de gas con separadores espaciados a
intervalos regulares de aproximadamente 1 mm, que dividen a la cámara total en un gran
número de cámaras pequeñas y cada una de ellas funciona como un detector. El conjunto se
sella herméticamente y se llena con un gas inerte (Xe y/o Kr). La ionización de cada cámara es
proporcional a la cantidad de radiación incidente. La eficacia intrínseca de estos detectores es
del 45%, pero la distancia entre ellos puede reducirse hasta alcanzar la misma eficacia real de
detección que los de centelleo: 45%.
C. Colimación
En TC suele haber dos colimadores. Uno en la carcasa del tubo o en las proximidades del mismo
(prepaciente) que determina el grosor del corte y la dosis que recibe el paciente, y que está formado por
varias secciones de colimación para conseguir un haz RX casi sin divergencia.
El segundo colimador (postpaciente o predetector) restringe el haz RX que alcanza al detector, reduce la
radiación dispersa y si está correctamente ajustado con el colimador prepaciente ayuda a definir el
grosor del corte o sección examinada.
D. Generador de Alta Tensión
Todos los equipos de TC son trifásicos, porque ello permite usar rotores de alta velocidad y proporcionar
los picos de potencia necesarios. Para reducir el tamaño del equipo, algunos fabricantes colocan el
generador de alta tensión en el interior de la grúa e incluso en la rueda giratoria de la grúa, eliminando
así un sistema de enrollado y desenrollado del cable de alimentación.
E. Camilla del paciente
Es una de las partes más importantes del equipo. Además de soportar al paciente y proveerle la mayor
comodidad posible, debe estar fabricada de un material con bajo número atómico Z para que no
interfiera en la transmisión del haz RX hacia los detectores. Las camillas más modernas se fabrican de
láminas de fibras de carbono (Z = 12) que son muy delgadas y resistentes al mismo tiempo.

La camilla debe moverse mediante un motor suave y preciso que permita colocar al paciente
exactamente en la posición deseada. Si el posicionamiento de la camilla no es exacto, se corre el riesgo
de irradiar dos veces el mismo tejido y perder la exposición de otro.
Además, la camilla debe reposicionarse en forma automática para un nuevo barrido luego de haber
finalizado el anterior, evitando así que el operador del equipo tenga que ingresar a la sala a
reposicionarla. Se reduce así el tiempo de examen de cada paciente y se agiliza el servicio.
Esquema de funcionamiento de tomógrafo single-slice o de corte único
8.4.2. EL ORDENADOR
El método de reconstrucción de la imagen por superposición de múltiples proyecciones implica contar con un
ordenador de alta velocidad y capacidad de procesamiento matemático, porque dependiendo del formato de
la imagen puede ser necesario resolver en forma simultánea hasta 30.000 ecuaciones realizando cerca de
2.000.000 de operaciones matemáticas. El costo del ordenador alcanza la tercera parte del costo total del
equipo de TC completo.
Muchos de los ordenadores requieren de un ambiente de trabajo controlado, por lo que normalmente se
dispone una sala adyacente para situar al ordenador, donde se mantiene una humedad relativa por debajo
del 30% y una temperatura inferior a 20°C, para reducir las probabilidades de falla.
La arquitectura del ordenador se basa en el microprocesador y en la memoria primaria, estos componentes
son los que determinan el tiempo de reconstrucción (es decir, el tiempo que transcurre desde que se termina
la adquisición hasta que aparece la imagen en pantalla). En TC se producen tiempos de reconstrucción de

hasta 30 segundos. La eficacia del examen está influida por este tiempo, especialmente cuando el estudio
comprende muchas secciones tomográficas. Unos pocos escáneres modernos utilizan una matriz de
microprocesadores que trabajan en paralelo y permiten una reconstrucción de la imagen en un tiempo
inferior a 1 segundo.
8.4.3. LA CONSOLA DE OPERACIÓN
Los equipos de TC más pequeños y económicos sólo tienen una consola. Pero si el régimen del servicio es
continuo y se requiere emplear el equipo al 100% de sus posibilidades, se hace indispensable la
incorporación de otra consola. Muchos equipos de TC poseen dos consolas: una para el operador del equipo
y otra para que el médico observe la imagen y manipule su contraste, tamaño, aspecto y otros parámetros.
A. Consola del operador
Posee los controles y medidores para seleccionar la técnica apropiada, controlar el movimiento de la
grúa, la posición de la camilla, programar el sistema para cortes contiguos o intermitentes y permite la
reconstrucción y transferencia de la imagen hacia la consola del médico.
Existen controles e indicadores de corriente, tensión, tiempo de barrido y grosor del corte. Los valores
normales de tensión de pico son superiores a 100 kVp. Los valores normales de corriente están
comprendidos entre 20 y 50 mA si el haz generado es continuo, pero llegan hasta varios cientos de mA
si el haz es pulsátil.
El tiempo de barrido varía entre 1 y 5 segundos en los equipos más rápidos. Los grosores de corte
suelen variar entre 3 a 10 mm, aunque los equipos permiten cortes de hasta 1 mm para exámenes de
alta resolución. La selección de un grosor va seguida de un ajuste automático del colimador.
La consola suele tener dos monitores, en uno se despliega toda la información del paciente (ID del
hospital, nombre, historia clínica, edad, sexo, médico responsable, motivo del estudio, etc) y del examen
(número de examen, técnica, posición de la camilla, parámetros de exploración, etc); y en el otro se
visualiza la imagen resultante antes de enviarla a la consola del médico para su diagnóstico o al
dispositivo de impresión.
B. Consola del médico
Se emplea para observar la imagen y elaborar informes diagnósticos sin interferir con las operaciones
del escáner. Requiere de un ordenador propio porque si se emplea la capacidad del ordenador del
escáner puede llegar a elevarse el tiempo total del proceso dado que el control del escáner tiene
prioridad.
Desde esta consola el médico puede manipular la imagen para mejorar la calidad de la información y
obtener la máxima eficacia diagnóstica. Esta manipulación incluye el ajuste de brillo, contraste,
ampliación, visualización de la zona de interés, técnicas de sustracción y empleo de paquetes de
software específicos de análisis de imágenes médicas que posibilitan la construcción de histogramas de
números de TC, el análisis de planos y volúmenes de orientación diversa, el cálculo de medias y
desviaciones estándares, etc.
C. Almacenamiento e impresión de las imágenes
Existen varios formatos de almacenamiento de la imagen tomográfica. Puede ser en discos flexibles,
cintas magnéticas, discos duros locales, almacenamiento en PACS y más recientemente, hay
tendencias para “almacenamiento en la nube” (cloud-storage) haciendo referencia a espacios de
almacenamiento y recuperación disponibles en internet. Para almacenamiento en discos, se utilizan
estándares internacionales para la compresión de datos e imágenes sin pérdidas, aumentando mucho la
capacidad de almacenamiento.
Para la visualización posterior, se usan cámaras láser o multiformato para grabar los datos en película
fotosensible. Se pueden grabar desde 1 a 20 imágenes en cada película de 20 x 25,4 cm. El eslabón
débil de esta cadena es el monitor de televisión del que se extrae la fotografía. Para obtener imágenes
de calidad es preciso utilizar monitores de alta resolución.

8.5. TOMOGRAFÍA HELICOIDAL O VOLUMÉTRICA
La TC helicoidal o volumétrica (TCH) tiende a reemplazar al modelo clásico. Se basa en la rotación continua
del tubo de RX (dentro de la carcasa) de emisión continua mientras que la camilla del paciente se desliza a
lo largo de la carcasa. Esto permite una mayor velocidad en la recolección volumétrica de la información y
reduce los artefactos debidos a la respiración y al movimiento interno del organismo del paciente.
Los rayos X trazan una hélice o helicoide a lo largo de la superficie del paciente, produciendo una hélice de
proyecciones de la cual se generan imágenes multiplanares. Para obtener una imagen auténticamente axial,
los datos recogidos por encima y por debajo del plano seleccionado se interpolan y luego se analizan en
cada plano axial. De este modo se pueden obtener imágenes de calidad idéntica en cualquier plano de
reconstrucción.
Tomografía helicoidal.
El tubo de RX gira una revolución (360°) por segundo y la camilla o mesa avanza a una velocidad
determinada por el grosor de los planos. Esto se define como ritmo o factor de desplazamiento (Pitch):
Pitch = Avance de la mesa por cada revolución / Grosor del plano.
Por ejemplo, Pitch 1:1 (P=1) significa que durante un giro completo del Gantry la mesa del paciente avanza
a una velocidad tal que recorre una distancia igual al espesor del corte. Si el espesor del corte es de 5 mm,
entonces la mesa avanzará 5 mm por cada giro de 360º del tubo de Rayos X alrededor del paciente.

Ejemplos de avance para diferentes pitchs en single-slice.
 Un pitch de 1 indica que no existen solapamientos ni “huecos” en la espira de adquisición.
 Si el pitch es mayor de uno y se mantienen constantes el kV, el mA y la colimación del haz,
aumenta el avance de la mesa por lo que la espira de adquisición “se estira” y aparecen “huecos”
en la misma, disminuyendo la radiación sobre el paciente.
 Un pitch menor de uno con el resto de parámetros constantes, implica solapamiento de la hélice,
obteniéndose una mayor relación S/R a costa de una mayor dosis de radiación del paciente.
El pitch alto se utilizará, en pacientes poco colaboradores, en angiografías y estudios en apnea. El volumen
del tejido que se toma en cada imagen, se puede calcular como:
colimación * paso * tiempo de barrido
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:
Pitch = (colimación * paso * tiempo de barrido)/Tiempo de rotación del tubo
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.
Para el pitch 1:1, el valor de perfil de sensibilidad de
corte será solo del 10% mayor, que en un TC
convencional. Para 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 corte se incrementa 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 con algoritmos 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.

Generación de las imágenes
En TC helicoidal, cada punto del tejido a examinar es visto sólo una única vez, debido al recorrido en hélice
del haz de RX a lo largo del paciente. Esto implica que las imágenes deberán generarse por interpolación de
los datos obtenidos.
Desarrollo de la helicoide a lo largo del
eje z (axial)
Generación de las imágenes axiales
Obtención de las imágenes interpoladas
Diseño del TC helicoidal
A diferencia de la TC convencional, donde el tubo de RX es seguido por un conjunto de cables que rotan
solidariamente, la TC helicoidal emplea la técnica de anillos deslizantes.
Los anillos deslizantes electromecánicos que conduce la electricidad y las señales eléctricas, a través de
anillos y escobillas, situadas en una superficie que gira sobre un soporte fijo. La superficie fija forma un anillo
fijo, sobre el que rota la segunda superficie con escobillas, que barren la primera, esto permite un giro
continuo de la grúa (tubo), sin interrupción y evita la necesidad de tener cables eléctricos. Las escobillas,
están compuestas por material conductor, como aleación de plata y grafito y han de sustituirse anualmente.

En TC convencional el tubo de RX recibe la energía para una rotación, que normalmente dura 1 segundo,
pero los intervalos son entre 6 a 10 segundos, lo que permite al tubo enfriarse entre un barrido y el siguiente.
En el TC helicoidal, el tubo de rayos x, se somete a un estado térmico importante, ya que recibe energía
durante unos 30 segundos sin interrupción. Por ello el tubo del TC helicoidal, se caracteriza por su elevada
capacidad térmica, por sus altas tasas de enfriamiento y por su gran tamaño. Todos estos condicionantes
técnicos incrementan el ruido del sistema.
Detectores
En TC helicoidal se utilizan mayoritariamente detectores de estado sólido, ya que su eficacia global
es de 80%. La eficacia de los detectores consiste en:
• Disminuir la dosis de radiación, que recibe el paciente
• Permitir tiempos de barridos rápidos
• Aumentan la RSR, por lo tanto la calidad de la imagen
Generadores de alta tensión
En TC helicoidal, se necesitan generadores de potencia de aproximadamente 50 Kw, que pese a su
gran tamaño deben caber en la grúa rotatoria, además los anillos deslizantes de alta tensión deben
de ir provisto de un aislante térmico.
Resolución del eje z
La resolución transversal (eje x, y), viene determinada por la matriz y el FOV, mientras la resolución
longitudinal del eje z, se establece según la combinación de varios factores como la colimación de
cortes finos, pitch 1:1, velocidad de la camilla, reconstrucción de interpolación de 180º.
Parámetros en TC helicoidal
Los parámetros que hay que valorar, son los siguientes:
• Capacidad de contención de respiración del paciente
• Volumen de tejido de imagen, que a su vez depende de:
* Tiempo de examen
* Movimiento de camilla
* Pitch
* Colimación
* Tiempo de rotación
• Algoritmo de reconstrucción
• Tiempo de barrido: la mayoría de los TC, son capaces de tomar imágenes durante 60 sg sin
interrupción.
La mayoría de los pacientes son capaces de mantener la respiración durante 40 seg, por consiguiente hay
una diferencia de 20 seg. Si se requiere más de 40 seg, para obtener el estudio será preciso utilizar saltos
de barrido con intervalos de descanso entre cada barrido, para dejar respirar al paciente.
Algoritmos de interpolación
 Dada la geometría de la adquisición en los TC helicoidales, los datos obtenidos no pueden
emplearse directamente para reconstruir imágenes transaxiales siendo necesario un cálculo a partir
de la espiral oblicua continua. Existen unos programas informáticos (algoritmos de interpolación)
que permiten estimar un valor de atenuación comprendido entre dos valores conocidos en el eje Z.
Estos programas asumen una relación lineal entre dos valores conocidos e interpolan datos
separados bien por 360º (una revolución completa del tubo) o bien por 180º (media revolución)

 El resultado de la interpolación es una imagen transversal prácticamente idéntica a la del TC
secuencial convencional
 La interpolación de 180º aporta una mejor resolución en el eje Z con respecto a la de 360º y permite
reformateos coronales y sagitales de mejor calidad
 A diferencia de los TCH monocortes, los TCH multicortes disponen de un algoritmo de
reconstrucción que utiliza múltiples puntos (por lo que las imágenes y los reformateos son más
fidedignos) denominado Z-filtering.
Las ventajas del sistema de adquisición son varias:
1. Ajustando los tiempos de adquisición se pueden explorar volúmenes de varios centímetros en un
pequeño período de apnea del paciente.
2. La rapidez del sistema permite reducir la cantidad de sustancia de contraste inyectado en estudios
angiográficos.
3. Se puede hacer reconstrucción y sustracción de estructuras en cualquier dirección con igual calidad.
4. Reduce la presencia de artefactos por borrosidad cinética.
5. Aumenta el rendimiento del servicio al reducir el tiempo de cada estudio.
6. Permite la reconstrucción multiplanar o 3D.
Como desventajas podemos citar:
1. Envejecimiento precoz del tubo por su limitada capacidad de disipación del calor, cuando se eligen
grandes volúmenes de exploración.
2. Presencia de mayor ruido en la imagen respecto de la TC clásica por el efecto de la interpolación de
los datos y la baja intensidad de corriente empleada.
3. Requiere una mayor planificación de cada estudio.
4. El ritmo de desplazamiento de la mesa debe ser ajustado a la colimación del haz.
5. En reconstrucción 3D de estructuras vasculares aparece un artefacto de escalón (stair step) debido
a la interpolación insuficiente de los datos (undersampling) en bordes con gran diferencia de
contraste.

8.6. TOMOGRAFÍA MULTICORTE
Los tomógrafos helicoidales multicorte se basan en los TC de tercera generación, en los que existe un giro
sincrónico de tubo y detectores mientras tiene lugar el avance de la mesa. Son tomógrafos helicoidales cuyo
arco de detectores (también llamado bandeja o array) consta de dos o más filas. A medida que aumenta el
número de filas de detectores del arco, es posible adquirir un mayor número de cortes aumentando al
mismo tiempo la cobertura, es decir, el número de centímetros del paciente que se abarcan en cada giro del
tubo (y por tanto el avance en cada giro)
Esquema de filas de detectores: 1 fila (monocorte), 4 filas y 16 filas (multicorte)
La característica fundamental del TCHMC que le diferencia de sus predecesores es la capacidad de
adquirir más de un corte simultáneamente. Para que esa capacidad sea posible el sistema debe contar
con más de una fila de elementos detectores.
Es preferible utilizar la denominación “TC multicorte” en lugar de “TC multidetector” ya que el número de
filas de detectores suele ser mayor que el número de cortes que el equipo puede adquirir
simultáneamente. El número máximo de cortes posibles está determinado por el número de canales
máximos que la electrónica del sistema puede procesar al mismo tiempo.

Para recordar el diseño y el tipo de detectores e ilustrar la cobertura de un TCHMC en cada giro vamos a
representar un arco con 16 filas de detectores, todos del mismo tamaño (arco de detectores simétricos).
Debajo representamos una escala numérica de 4 cm, que utilizaremos en los ejemplos que describimos a
continuación
Todos los detectores tienen similar longitud en el eje Z (1.25 mm). Por ello, el arco de 16 filas no puede
cubrir más de 2 cm (16 x 1.25 mm) en el eje longitudinal del paciente en cada giro. El equipo representado
tiene 4 canales; por tanto no es capaz de adquirir más de 4 cortes simultáneos.

5 mm
Al esquema anterior hemos añadido la colimación del haz de rayos y el número de detectores que cubre (4
detectores). El número de cortes (4) y su grosor (1.25 mm) están representados. En la escala centimétrica
se indica la cobertura del paciente en el eje longitudinal (5 mm).
Si se disminuye la colimación aumenta la anchura del haz de rayos, y podemos cubrir 8 detectores, por
ejemplo, en lugar de 4. Como el equipo sólo tiene cuatro canales, se combinan las filas de detectores de
dos en dos de tal manera que se obtienen 4 cortes de 2.5 mm cada uno. Así, conseguimos un aumento de
la cobertura en el eje longitudinal (Z) del paciente, que alcanza los 10 cm
Tomografía helicoidal multicorte
Todos los conceptos técnicos y principios analizados para tomografía convencional multicorte se emplean
en TCH multicorte, por lo tanto pitch, velocidad de avance de la mesa, interpolación y otros son igualmente
válidos para esta técnica. La diferencia es que ahora la hélice cubre una mayor región por cada avance,
dado que las filas de detectores abarcan un mayor volumen de tejido a analizar.
Las principales ventajas del TCHMC frente a los equipos monocorte se pueden resumir como sigue:
1. Mejoría de la resolución espacial en el eje largo del paciente (eje Z)

2. Mejoría de la resolución temporal (disminución significativa del tiempo empleado en adquirir los
datos para formar una imagen en el estudio de una región anatómica determinada) y disminución
del tiempo de exploración
3. Mayor cobertura: posibilidad de estudiar un mayor volumen del paciente en cada giro del conjunto
tubo-detectores
4. Mayor eficiencia: mejor uso de la energía proporcionada por el tubo de rayos X y prolongación de la
vida útil de este último
Ejemplos de avance para diferentes pitchs en multislice.

8.6. CARACTERÍSTICAS DE LA IMAGEN
La imagen de TC es distinta a la obtenida en radiografía convencional, ya que no se obtiene por acción
directa de los RX sobre el receptor de imagen sino que se crea una imagen electrónica que se almacena y
visualiza como una matriz de intensidades.
8.6.1. MATRIZ DE IMAGEN
La imagen en TC está constituida por un conjunto de celdas, cada una con un número, que se visualizan en
un monitor como niveles de brillo o densidad. Los escáneres modernos emplean matrices de 512 x 512, o
sea 262.144 celdas.
Cada celda de información es un píxel (picture element o elemento de imagen) y la información contenida en
cada píxel es un número TC o unidad Hounsfield. El píxel es la representación bidimensional de un
correspondiente volumen de tejido. El volumen de tejido recibe el nombre de voxel (volume element o
elemento de volumen) y está definido por el tamaño del píxel multiplicado por el grosor del corte.
Para un tamaño de matriz determinado, cuanto mayor sea el diámetro de la reconstrucción mayor será el
tamaño del píxel. Pero si aumentamos el tamaño de la matriz, se reducirá el tamaño del píxel.
8.6.2. NÚMEROS DE TC
Cada píxel aparece en el monitor de video como un nivel de brillo y en la imagen fotográfica como un nivel
de densidad óptica. Estos niveles corresponden a un rango de números de TC para cada píxel. Los números
de TC constituyen una escala arbitraria de unidades de atenuación o de densidad radiológica en la cual el 0
corresponde a la densidad del agua, el –1000 a la densidad del aire y el +1000 a la del hueso.
El número de TC está directamente relacionado con el coeficiente de atenuación de RX del tejido del voxel
correspondiente. La ecuación empleada para obtener el número de TC es la siguiente:
w
w
kTCN

 
 0
.
donde 0 es el coeficiente de atenuación del píxel bajo análisis, w el del agua y k es una constante que
determina el factor de escala para el rango de números de TC. Cuando k vale 1000, los números de TC son
conocidos como unidades Hounsfield.

8.6.3. MÉTODOS DE RECONSTRUCCIÒN DE LA IMAGEN
Las imágenes se reconstruyen a partir de las proyecciones mediante un proceso denominado filtrado de
proyecciones. El filtro en este caso es un procedimiento matemático (algoritmo), complicado de explicar,
pero al cual trataremos de aproximarnos mediante un ejemplo sencillo.
Imaginemos una caja con dos agujeros por lado, cuya superficie interna se divide en cuatro secciones A, B,
C y D, y sobre la cual liberamos a un hormiga. Si observamos por los cuatro pares de agujeros podremos
determinar con exactitud en qué sección se encuentra la hormiga. Entonces le otorgamos valor “1” al
resultado de mirar por un agujero si logramos ver la hormiga y valor “0” si no logramos verla. Estas
situaciones pueden representarse matemáticamente mediante un sistema de cuatro ecuaciones con cuatro
incógnitas:
A + B = 1
C + D = 0
A + D = 1
B + C = 0
Si bien podemos armar más de cuatro ecuaciones, serían redundantes, de modo que con cuatro es
suficiente para resolver el sistema con seguridad. La solución es sencilla y es A = 1, B = C = D = 0. En un
escáner no tendríamos cuatro ecuaciones (píxels) sino 262.144 (para una matriz de 512x512), de manera
que la reconstrucción de la imagen requiere la resolución simultánea de un sistema de 262.144 ecuaciones
con igual número de incógnitas. El valor de cada píxel representa el número de TC del vóxel correspondiente
de tejido examinado y es un valor ponderado de los coeficientes de atenuación del haz RX para ese tejido.
Se han empleado tres métodos matemáticos para estas reconstrucciones: la proyección posterior simple, la
proyección posterior filtrada y los mecanismos iterativos de reconstrucción. La mayoría de estos algoritmos
se basan en las transformadas de Fourier (FT, DFT, FFT) porque permiten un análisis matemático de alta
velocidad.
8.6.4. CALIDAD DE LA IMAGEN
Como las imágenes en TC se componen de valores discretos de píxeles que luego se imprimen en una
película, la calidad de la imagen es sencilla de caracterizar y cuantificar. Existen 5 características que la
determinan: resolución espacial, resolución de bajo contraste, linealidad, uniformidad espacial y ruido.
A. Resolución espacial.
El grado de borrosidad de una imagen proporciona una medida de la resolución espacial y depende de
diversos factores.
Un punto de cambio (borde de un objeto) es una representación visual del valor de los píxeles que
posee contraste elevado, lo cual debería corresponderse con un brusco cambio en los números de TC.
Si el cambio en los números de TC no es brusco sino con una transición moderada, esto indica una mala
resolución espacial y se debe a diversas características del escáner. A mayor tamaño de píxel y menor
contraste entre objetos, peor resolución espacial.
También, el tamaño del conjunto de detectores y el diseño de los colimadores afectan el nivel de
radiación dispersa y la resolución espacial, ya que influye sobre el contraste del sistema.

En la figura siguiente puede apreciarse con detalle el efecto de punto de cambio o borde de un objeto.
La capacidad de un equipo para reproducir con precisión un borde de alto contraste se expresa
matemáticamente como función de respuesta de borde o FRB. La medida de esta función se puede
transformar en otra expresión matemática llamada función de transferencia de modulación o FTM, que
indica la relación entre el objeto real y la imagen. Si el sistema reproduce fielmente al objeto, su valor
será 1. Si la imagen aparece sin ninguna información sobre el objeto, será 0.
La FTM es un diagrama en el que se representa la
fidelidad de la imagen en función de la frecuencia espacial
del equipo de TC.
Sin embargo, para expresar la resolución espacial de un equipo se indica normalmente en términos del
tamaño del objeto que puede discernir. El tamaño absoluto del objeto que se puede reproducir es igual a
la mitad del recíproco de la frecuencia espacial para la resolución límite (FTM = 1).
Ejemplo 1: Un equipo de TC tiene una resolución de 5 pl/cm. ¿A qué tamaño de objeto corresponde eso?
5 pl/cm → (5 pl/cm)-1
→ 1/5 cm/pl = 2 mm/pl
Como un par de líneas representa una banda y un espacio, 2 mm/pl representa dos objetos
separados por un espacio de 1 mm. La resolución del sistema es entonces de 1 mm y se
interpreta que puede discernir objetos cuyo tamaño sea 1 mm o superior.

Ejemplo 2: A una FTM de 0,1 un escáner A tiene una frecuencia espacial de 5,2 pl/cm mientras que uno B
sólo puede representar 3,5 pl/cm. Por lo tanto la resolución espacial de A es mejor que la de B.
Figura del ejemplo 2. Para una FTM
de 0,1 el escáner A tiene mejor
resolución que B.
Figura del ejemplo 1. El aumento
de la frecuencia espacial supone
una mejor resolución para
visualizar objetos pequeños.
B. Resolución de bajo contraste.
La capacidad para distinguir un material con una determinada composición de otro de composición
similar, independientemente del tamaño y la forma, recibe el nombre de resolución de bajo contraste.
Supongamos que examinamos una estructura corporal compuesta de grasa, músculo y hueso, que
poseen distintos Z y distintas densidades másicas. Aunque estas diferencias son perfectamente
cuantificables, en radiografía convencional no se apreciaban con claridad. En TC la capacidad para
representar objetos de bajo contraste es mucho mejor y está limitada por el tamaño y la uniformidad del
objeto y por el ruido del sistema.
AUNQUE LAS DIFERENCIAS DE DENSIDAD Y Z EFECTIVO ENTRE TEJIDOS NO SON
MUY GRANDES LOS EQUIPOS DE TC LOGRAN AUMENTARLAS MUCHO Y OBTIENEN
UNA RESOLUCIÓN DE BAJO CONTRASTE EXCEPCIONAL.
C. Ruido del sistema
Como la resolución de bajo contraste del equipo no es perfecta, la media de los valores obtenida de un
barrido de un material homogéneo será cero, pero habrá valores por encima y por debajo de cero. Esta
variación de los números de TC en torno al cero es lo que se llama ruido del sistema. Si todos los

píxeles tuvieran el mismo valor, el ruido sería cero. Cuanto más varían los valores, más ruido tiene el
sistema.
El ruido del sistema depende de los siguientes factores:
1. Tensión de pico y filtración (ripple).
2. Tamaño del píxel.
3. Grosor de la sección anatómica estudiada.
4. Eficacia de los detectores.
5. Dosis que recibe el paciente.
Análogamente a una variable estadística, el ruido recibe el nombre de desviación estándar y se
manifiesta en la imagen final como un granulado. En TC, la resolución de bajo contraste de un equipo
está limitada por el ruido del sistema. Este ruido debe verificarse diariamente barriendo sobre un
recipiente con agua de 20 cm de diámetro para la cabeza, y de 40 cm de diámetro para corporal. A fin
de verificar la uniformidad espacial deben hacerse 5 determinaciones, cuatro en los bordes de la zona
de interés y una en el centro.
D. Linealidad
Es muy importante realizar calibraciones periódicas para comprobar que el agua sigue siendo
representada por TC = 0 y los restantes materiales por sus respectivos números de TC
correspondientes. Se sugiere realizar una calibración diaria, utilizando algún fantoma predeterminado
por el fabricante para el equipo.
Uno muy empleado es el fantoma de 5 patas, cada una de
ellas es de un material plástico con características de
absorción distintas y conocidas. Después de realizar un
barrido, se anotan los números de TC correspondientes a
cada pata y se hace un gráfico con el valor medio y la
desviación estándar. La gráfica, con los valores medios de
los números de TC en el eje de ordenadas y los
coeficientes de atenuación lineal en abscisas, debe ser una
línea recta que pase por el origen.
La falta de linealidad indica que el equipo funciona mal. Si
se produce una desviación pequeña, los números de TC
obtenidos no serán completamente precisos pero el efecto
en la imagen resultará poco perceptible en un examen
visual de la imagen. No obstante, esta pequeña desviación
puede afectar un análisis cuantitativo de la imagen.
E. Uniformidad espacial
Cuando se realiza un barrido de un objeto homogéneo como el agua, por ejemplo, todos los píxeles
deben tener el mismo valor porque representan al mismo material y el valor medio resultante sería cero.
Sin embargo, no sucede porque tal precisión es casi imposible al tratarse de un equipo electrónico de
alta complejidad. El valor de un número de TC puede variar de un día para otro e incluso de una hora a
otra. En cualquier momento que se realice un barrido de un recipiente con agua, el valor de los píxeles
debe ser uniforme en toda la superficie de la imagen reconstruida y eso es lo que se llama uniformidad
espacial.
En los equipos de TC modernos el software permite realizar histogramas de los números de TC en una
dirección determinada y seleccionable por el operador para verificar fácilmente la uniformidad espacial.
Si los valores obtenidos distan a menos de 2 veces la desviación estándar (2) el sistema tiene una
uniformidad espacial aceptable. A veces por el efecto de la dispersión del haz RX o por fallos en la
reconstrucción se puede producir un aumento de los valores en el centro de la imagen o una
disminución en la periferia.

8.7. COMPARACIÓN DE LA TC CON LA RADIOGRAFÍA CONVENCIONAL
Ventajas
La TC ha superado muchas de las limitaciones de la radiología convencional, ya que es un método que se
caracteriza por:
a. Su mayor poder de discriminación (alrededor de 100 veces).
b. Los RX sólo atraviesan el volumen de interés en una estrecha sección (slice o corte) del
paciente logrando dosis menores de radiación.
c. El mecanismo de reconstrucción de la imagen elimina el grave problema de la superposición
de estructuras.
d. Emplea pequeños detectores de respuesta proporcional, mucho más sensibles que las sales
de plata de las películas radiográficas, que hace que se eleve el poder de discriminación de
densidades en un factor de 10, junto al procesado de la información.
e. Reduce al mínimo la radiación dispersa por la estrecha colimación del haz y sus efectos tanto
sobre la imagen como en la dosis integral y gonadal que recibe el paciente.
Limitaciones
Presenta limitaciones que dependen de factores físicos inherentes al sistema de TC, factores físicos
dependientes de la composición del medio estudiado y factores biológicos que dependen del paciente.
Los factores físicos son:
1. La resolución espacial limitada.
2. El efecto de volumen parcial, dado por una incompleta recolección de datos (en exceso o defecto)
cuyo resultado es una diferencia entre el objeto real y la imagen de ese objeto.
3. El moteado por fotopenia o ruido de la imagen, producto de la limitada cantidad de fotones RX que
alcanzan a los detectores.
4. Errores por endurecimiento del haz de radiación, que ocasionan la aparición de artefactos porque el
haz RX que emana de la fuente no es idealmente monocromático, y esto afecta negativamente a la
precisión de la densitometría.
5. La aparición de artefactos por fallas del equipo: anillos, líneas paralelas, convergentes o en estrella
(por gran diferencia en los coeficientes de atenuación) o en forma de neblina (gran diferencia entre
los coeficientes de atenuación más efecto de volumen parcial) también llamado de doble contorno.
6. Errores por falta de uniformidad de campo, generalmente con disminución de la precisión cuando
las estructuras que se estudian están más alejadas del centro de la carcasa.
7. Aumento del ruido (distorsión de fondo en la información inherente a toda transmisión electrónica) al
disminuir el tamaño del píxel.
8. Falta de calibración de los números de TC.
Los factores biológicos son los asociados al movimiento del paciente durante el estudio y se solucionan con
inmovilización del paciente y apnea, o bien con sedantes y anestesia en casos de no cooperación.

Dosis de radiación en estudios de TC
Los factores que más influyen en la dosis de radiación son:
1. El kilovoltaje (kVp).
2. La energía de los fotones (mA/seg).
3. Presencia de filtración añadida.
4. Espesor del corte.
5. Espacio entre cortes (spacing overlaping).
6. La separación entre estudios.
7. La colimación del haz.
La mayor parte de la radiación que recibe un paciente se deposita en la zona de la estructura directamente
atravesada. Por lo tanto, si hay superposición en los planos de espesor de corte se aumenta de manera
considerable la dosis recibida por esa estructura.
El cristalino es una de las estructuras más sensibles a la radiación y responde con la formación de
cataratas. Esto no es un efecto estocástico sino dependiente de la radiación. La dosis superficial en un
estudio estándar ronda entre los 2 y 10 Rads, pero puede variar con los pacientes. Se ha calculado que la
dosis mínima cataratogénica es de aproximadamente 200 rads si se recibe en una sola exposición y de 750
rads si se recibe en varias exposiciones. Por esta razón se recomienda que los estudios neurológicos se
hagan inclinando la carcasa (gantry) de forma que se evite la exposición directa del cristalino a la radiación.
Es recomendable además, que los operadores del servicio estén capacitados sobre como evitar la radiación
innecesaria sobre estructuras críticamente sensibles y sobre el organismo en general.

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