TOMOGRAFIA

TOMOGRAFIA COMPUTADA
En 1970 Godfrey Hounsfield, ingeniero físico de la compañía EMI, presento la primera demostración de la tomografía axial computada. Hounsfield y Alan Cormack, físico medico de la Tufos University, que había desarrollado las matemáticas utilizadas en la reconstrucción de las imágenes de TC, recibieron en 1979 el premio novel de física.
La TC es revolucionaria por el hecho de no grabar la imagen de un modo convencional.
No hay un receptor habitual de la imagen, como una placa o un tubo intensificador de imagen. Un haz de rayos X. colimado se dirige sobre el paciente y la radiación atenuada que formará la imagen es detectada por un receptor de imagen en estado sólido.
Un ordenador analiza la señal del receptor, reconstruye la imagen y la muestra en un monitor. La reconstrucción computarizada de la sección anatómica se consigue mediante ecuaciones matemáticas adaptadas para procedimientos computarizados llamados algoritmos.

Principios de funcionamiento:
Una imagen TC es un imagen transaxial o transversa. La imagen es perpendicular al eje longitudinal del cuerpo.
La metodología precisa por la cual un sistema de TC crea una imagen de sección es extremadamente complicada y requiere un adecuado conocimiento de ingeniería, física y computación. Sin embargo, los principios básicos pueden ser puestos de manifiesto si uno considera lo más simple de los sistemas de TC, consistente en un haz de rayos X. colimado y un detector. La fuente de rayos X. y el detector están conectados de forma que se mueven sincrónicamente.

Sistema de imágenes de primera generación
Cuando el complejo fuente-detector hace un barrido sobre el paciente, las estructuras internas del cuerpo atenúan el haz de rayos X. en relación a la densidad de su masa y a su número atómico efectivo. La intensidad de la radiación detectada varía en relación a este patrón de atenuación y forma un perfil de intensidad o proyección.
Al final de ésta traslación, el complejo fuente-detector regresa su posición inicial y todo el complejo gira y comienza una segunda traslación. Durante la segunda traslación, la señal del detector será otra vez proporcional a la atenuación de la estructura anatómica de las de rayos X. y se describe una segunda proyección.
Si este proceso se repite muchas veces, se generan un gran número de proyecciones. Estas proyecciones no se muestran visualmente pero se almacenan en formato digital en el ordenador. El procesado informático de estas proyecciones implica la superposición efectiva de cada proyección para reconstruir una imagen de las estructuras anatómicas de esa sección.

















La superposición de las proyecciones no ocurre como uno podía imaginar. Durante cada traslación la señal del receptor se registran incremento con valores de hasta 1000. El valor de cada incremento está relacionado con el coeficiente de atenuación de toda la trayectoria de los rayos X. a través del tejido. Utilizando ecuaciones simultáneas se obtiene una matriz de valores que representa la sección anatómica.
Un sistema de imagen de TC de primera generación pueden considerarse un proyecto de demostración. Demostraron la viabilidad de la unión funcional del complejo fuente detector, el movimiento mecánico del gantry y la informática para producir una imagen.
El sistema de imagen original de EMI requería 180 traslaciones, cada una de ellas separadas por una rotación de 1°. Incorporaba dos detectores y separaba el haz de rayos X. finamente colimados (haz en lápiz) de forma que podrían obtenerse dos cortes contiguos durante cada procedimiento. El principal inconveniente este sistema era que requería cinco minutos para completar una imagen.

Sistema de imagen de segunda generación:
Estos sistemas también fueron del tipo de traslación-rotación. Incorporaban la extensión natural del detector único a múltiples detectores, de entre 5 y 30 ensamblados interceptando una haz de rayos X. en forma de abanico.
Una desventaja de las en forma de abanico es la elevada radiación difusa. Esta afectaba a la imagen final, del mismo modo que la radiografía convencional.
Otra desventaja es el incremento en la intensidad de la periferia debido a la forma del cuerpo. Esto se compensa utilizando un filtro en forma de pajarita.
La principal ventaja de un sistema de imagen de segunda generación era su rapidez. Con esto sistema eran posibles tiempos de imágenes más cortos, de unos 20 – 30 segundos por imagen, debido a las múltiples líneas de detectores, una única traslación proporcionaba el mismo número de datos que varias traslaciones con un sistema de imagen de primera generación. Cada traslación estaba separada por un incremento de rotación de 5° o más. Con un incremento rotación de 10° sólo se requerían 18 traslaciones para la adquisición de un imagen de 180°.

Sistema de imagen de tercera generación
En estos sistemas, la fuente y el conjunto de detectores giran alrededor del paciente. Debido a que sólo son unidades con rotación, los sistemas de imagen en tercera generación pueden producir una imagen en menos de un segundo.
Este sistema utiliza un ordenamiento curvilíneo que contiene muchos detectores (30-100) y un haz en abanico. El número de detectores y el espesor del abanico del haz, entre 30 y 60°, son simultáneamente superiores a los de sistema de imágenes de segunda generación. El haz de radiación y el conjunto de detectores ven todo el paciente en todo momento. La característica del ensamblaje de los detectores permite también una mejor colimación del haz que reduce el efecto de la radiación difusa colocando una colimación a ambos lados de la sección explorada, una colimación prepaciente y una colimación pre detector.


































Una de las desventajas de los sistemas de imágenes de tercera generación es la aparición ocasional de artefactos en anillo (o artefacto de Diana) que se produce cuando un detector no funciona. La señal adquirida o su ausencia ocasionan un anillo en la imagen reconstruida. Las correcciones de software en los algoritmos de reconstrucción de la imagen minimizan estos artefactos.







Sistema imagen de cuarta generación
El diseño de los sistemas de imagen de cuarta generación incorpora una configuración de giro estacionario. La fuente de rayos gira pero el conjunto de detectores no.
La detección de la radiación se consigue con un ordenamiento de detectores fijo, que contiene hasta 4000 elementos individuales. El haz de rayos X. tiene forma de abanico con características similares a los de la tercera generación. Estas unidades pueden obtener imágenes en menos de un segundo, disponen de adecuación variable del grosor de sección mediante colimación automática de paciente y presenta la posibilidad de manipulación de imágenes de los sistemas de imagen precedentes.
El ordenamiento de detectores fijos se acompaña de una trayectoria constante del haz de radiación desde la fuente hasta todos los detectores, pero permite que cada detector sea calibrado y su señal normalizada para cada tipo de imagen, tal y como era posible con los sistemas de segunda generación. Los sistemas de imagen de cuarta generación no suelen producir artefactos en anillo.
La principal desventaja es la dosis que recibe el paciente, que es algo mayor que con otros sistemas de imagen. El coste de este sistema también puede ser algo mayor debido que contiene un gran número detectores y componentes electrónicos asociados.







































VER PRESENTACION DE GENERACIONES DE TOMOGRAFIA

Tomografía helicoidal
Cuando empieza el examen, el tubo de rayos X rota continuamente. Mientras el tubo de rayos X rota, la camilla mueve al paciente a través del plano rotatorio de rayos X. El tubo de rayos X. es alimentado continuamente y se registran los datos también continuamente, con lo que resulta que se puede reconstruir un imagen en cualquier posición del eje Z. a lo largo del paciente.

Tomografía helicoidal MULTICORTE
Es similar a la tecnología helicoidal con la diferencia que se obtiene con una variación en la detección de la radiación, teniendo más líneas de detectores de recepción.

Estas tecnologías se analizan más adelante.

COMPONENTES DEL SISTEMA
Podemos identificar tres componentes principales en los sistemas de imágenes TC
El Gantry y, el ordenador y la consola de trabajo; cada uno de estos componentes principales tiene varios subsistemas.
Gantry (pórtico):
Este componente incluye el tubo de rayos X., el ordenamiento de detectores, el generador de alto voltaje, la mesa de soporte para el paciente y el soporte mecánico para cada uno de ellos. Estos subsistemas reciben órdenes electrónicas de la consola de trabajo y transmiten datos al ordenador para la producción de imagen y el posprocesado.

Tubo de rayos X.: los tubos de rayos X. utilizados en la TC tienen requerimientos especiales. Aunque algunos funcionan con corriente relativamente bajas, para la mayoría la potencia instantánea debe ser alta. La capacidad de calentamiento debe ser como mínimo de varios millones de unidades de calor y algunos tubos diseñados específicamente para TC tienen una capacidad de 8 millones de unidades de calor.
Los sistemas de imagen diseñados para obtener imágenes de alta resolución espacial incorporan tubos con una mancha focal pequeña.
Los tubos están alimentados de forma distinta, dependiendo del diseño del sistema. Los sistemas de imagen de tercera generación trabajan con un haz de rayos x que puede ser continuo o pulsado. Los haces de rayos X. continuos, con corrientes de hasta 400 mA, se generan durante toda la rotación. Los haces de rayos X. pulsados, la corriente que alcanza hasta 1000 mA, se genera con pulsos de 1 a 5 ms de amplitud y tasas de repetición de pulsos de 60Hz.

Ordenamiento de detectores: los primeros sistemas tenían un solo detector. Los sistema de imágenes modernos disponen de múltiples detectores en un orden numérico de hasta decenas de miles, que en general son de dos tipos: detectores de centelleo y detectores de gas.
Detectores de centelleo: los primeros conjuntos de detectores de centelleo contenían cristales-fotomultiplicadores de centelleo ensamblados en un tubo. Éstos detectores no podían ser alineados muy cerca unos de otros y requerían una fuente de alimentación para cada tubo fotomultiplicador. Por ello fueron reemplazados por ensamblajes de cristales-fotodiodo de centelleo. Los fotodiodos convierten la luz en señal electrónica. Son más pequeños y más baratos, no requieren una fuente de alimentación y son tan eficientes como otros detectores de radiación de TC.
El yoduro sódico (NaI) fue el cristal utilizado los primeros sistemas de imagen. Fue rápidamente reemplazado por el germanato de bismuto y el yoduro de cesio (CsI). El tungstato de cadmio (CdWO4) y las cerámicas especiales son los cristales de elección habitualmente.
La concentración de detectores es una característica importante en un sistema de imagen de TC que afecta a la resolución espacial del sistema. Los detectores de centelleo tienen una alta eficacia para la detección de los rayos X. Aproximadamente el 90% de los rayos X. incidentes en un detector son absorbidos y contribuyen a la señal emergente. Hoy en día es posible agrupar los detectores de modo que no quede espacio entre ellos. De este modo la eficiencia global de la detección es cerca del 90%.
Detectores de gas: están construidos con una cámara metálica grande con deflectores espaciados en intervalos de aproximadamente 1 mm. Los deflectores son como rejillas de láminas y dividen a la cámara mayor en muchas cámaras pequeñas.
Cada cámara pequeña funciona como un detector de radiación independiente. Todo el conjunto está herméticamente sellado y relleno a presión con un gas inerte de elevado número atómico, como el xenón o una mezcla de xenón y criptón. La ionización del gas en cada cámara es proporcional a la radiación incidente de la cámara.
La eficiencia la detección intrínseca de un detector de gas sólo es de aproximadamente 45%, aunque el espacio entre detectores puede ser tan reducido que muy poca de la superficie del conjunto de detectores no sea utilizada. De todas maneras la utilización de detectores de gas contribuye a aumentar la dosis que recibe el paciente y ha producido el abandono de la utilización de la matriz de detector cargado con gas.

Colimación: Una colimación adecuada reduce la dosis en el paciente restringiendo el volumen tisular irradiado. Más importante es el realce en el contraste de la imagen mediante la reducción de la relación dispersa. En los sistemas de imágenes de TC hay habitualmente dos colimadores:
Colimador prepaciente: se montan en el tubo de rayos X. o adyacente a el. Este colimador limita el área del paciente que intercepta el haz útil, y por lo tanto determina la dosis para el paciente. Habitualmente consta de varias secciones de forma que el resultado es un haz de radiación casi paralelo.
El colimador pre detector restringe el haz de rayos X. vistos desde el conjunto de detectores. Este colimador reduce la relación dispersa incidente en el conjunto de detectores y, cuando está adecuadamente emparejado con el colimador pre paciente, define el grosor de sección, también llamado perfil de sensibilidad. El colimador pre detector reduce la relación dispersa que llega el conjunto de detectores y por lo tanto mejora de contraste de la imagen.

Generador de alto voltaje: todos los sistemas de imagen de TC trabajan con fuentes de alta frecuencia. Esto acopla las velocidades más altas del rotor del tubo de rayos X. y las ondas de energía instantáneas características de los sistemas pulsados. La mayoría de los fabricantes reducen el espacio instalando el generador de alto voltaje en la rueda giratoria del gantry.
Posicionamiento del paciente y mesa de soporte: además de acomodar confortablemente al paciente, la mesa debe estar construida con un material de bajo Z como la fibra de carbón, de forma que no interfiera en la transmisión de las de rayos X. ni con la imagen del paciente. Debe moverse suavemente con precisión para permitir un adecuado posicionamiento del paciente. Esto es particularmente importante durante la TC helicoidal.
Cuando el posicionamiento de la mesa del paciente no es exacto, el mismo tejido puede ser explorado dos veces, doblando la dosis o perdiéndola al mismo tiempo. La mesa del paciente debe ser capaz de recolocarse ordenadamente de forma que el operador no tenga que entrar en la sala de las exploraciones para cada imagen. Esta característica reduce el tiempo de exploración requerido para cada paciente.

Ordenador
El ordenador es un subsistema único en el sistema de imagen de TC. Dependiendo del formato de la imagen, deben ser resueltas simultáneamente hasta 250.000 ecuaciones; por ello se requiere una gran capacidad de computación.
El microprocesador y la memoria primaria están en el corazón del ordenador utilizado en TC. Éstos determinan el tiempo de reconstrucción (tiempo entre el final de la adquisición y la aparición de una imagen). Hoy día son frecuentes tiempo de reconstrucción subsegundo. La eficiencia de un examen esta influenciada en gran manera por el tiempo reconstrucción, especialmente cuando se obtiene un gran número de imágenes.
Muchos sistemas utilizan un conjunto de procesadores en lugar de un microprocesador para la reconstrucción de la imagen. Este conjunto realizan muchos cálculos simultáneamente y por ello es significativamente más rápido que el microprocesador.

Consola de trabajo
Los sistemas de imagen de TC pueden estar equipados con dos o tres consolas. Una consola utiliza el técnico radiólogo para trabajar en el sistema. Otra consola puede estar disponible para que el técnico realice el pos procesado de la imagen para fotografiar y clasificar. Una tercera consola puede estar disponible para que el médico vea las imágenes y manipule el contraste de la imagen, el tamaño y la apariencia visual general.
La consola de trabajo contiene contadores y controles para seleccionar adecuadamente los factores técnicos de la imagen, el movimiento mecánico del gantry y de la mesa del paciente, y los mandos del ordenador, permitiendo la reconstrucción de la imagen y la transmisión. La consola de visualización del médico acepta las imágenes reconstruidas de la consola de trabajo y la muestra para su visualización y diagnóstico.
Habitualmente se trabaja por encima de los 120 kVp. El miliamperaje generalmente es de 100 mA si el haz de rayos X. es continuo y de varios cientos de miliamperios si se trata de un haz pulsado. Estos factores técnicos se controlan desde una consola de trabajo al igual que el espesor de la sección tisular a explorar que también se puede ajustar. Los espesores nominales van de 1 a 10 mm, aunque algunas unidades proporcionas espesores de sección hasta 0,5 mm de estudios de alta resolución.
La consola de trabajo tiene habitualmente dos monitores. Una le permite al operador anotar los datos de paciente en la imagen (identificación, nombre, edad, sexo), y proporcionar identificación para cada imagen (número, técnica, posición de la mesa). El segundo monitor le permite ver al operador la imagen resultante antes de transferirla a una placa radiográfica o a la consola de visualización del médico.
La consola de visualización del médico funciona como un ordenador independiente. Esta consola permite al médico recuperar cualquier imagen previa y manipularla para optimizar la información diagnóstica. Los controles permiten manipular los ajuste de brillo y contraste, las técnicas de magnificación, la visualización de áreas de interés (ROI, region of interest) y el empleo en línea de programas de ordenador.
El software del ordenador puede incluir programas para generar cuadros de número TC a lo largo de cualquier eje preseleccionado, cálculo de media y desviación estándar de valores TC en una ROI, técnica de sustracción, y análisis cuantitativo volumétrico y en plano. La reconstrucción imagen en los planos coronal, sagital y oblicuo también son posibles.
Almacenamiento de las imágenes: hay muchas formas útiles para el almacenamiento de imágenes. Los sistemas de imagen de TC almacenan las imágenes actuales en discos en cintas magnéticas. Los discos duros extraíble también se suelen utilizar.
Para su clasificación y posterior visualización, algunas veces las imágenes de TC se graban en placas en cámaras láser. Habitualmente utilizan placas de 14 × 17 pulgadas, tipo en incluir una, dos, 4,6 o 12 imágenes por placa.

CARACTERÍSTICAS DE LA IMAGEN
La imagen obtenida en la TC es distinta de la obtenida una radiografía convencional. En la radiografía, los rayos X. forman una imagen en el receptor de imagen (la placa). Con los sistemas de imágenes de TC, los rayos X. forman una imagen que se almacena de forma electrónica y que se muestra como una matriz de intensidades.

Matriz de la imagen:
El formato de imagen de TC consta de muchas células, cada una de ellas asignada o un número y mostrada como densidad óptica o nivel de brillo en el monitor. El modelo original y de EMI contaba con una matriz de 80 × 80, para un total de 6400 células individuales de información. Los sistemas de imagen actuales cuentan con matrices de 512 × 512, lo que resulta en 262.144 células de información.
Una matriz es un conjunto de filas y columnas donde en cada intersección forman una célula de información, que se llama píxel (Picture element, elemento de imagen). El píxel es la mínima porción de una imagen digital y la información numérica contenida en cada píxel es un número TC o unidad Hounsfield.


El diámetro de la reconstrucción del imagen se llama haría televisión (FOV, field of view). Cuando se incrementa la FOV para un tamaño de matriz fijo, por ejemplo de 20 a 36 cm, el tamaño de cada píxel se incrementa de forma proporcional. Cuando el tamaño de la matriz se incrementa para una FOV física, por ejemplo de 256 x 256 a 512 × 502 es el tamaño del píxel es menor.
Tamaño de píxel= FOV / tamaño de la matriz.


Cada píxel en una matriz de imagen de tomografía computarizada es una representación bidimensional de un volumen de tejido. El volumen tisular es conocido como vóxel (volument element) y viene determinado por el tamaño de píxel y el espesor de corte.
Tamaño del vóxel (mm3) = tamaño del píxel (mm2) X espesor de corte (mm).

Números de TC:
Cada píxel se muestra en el monitor 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 desde -1000 a +1000 para cada píxel. Un número de que se dé -1000 corresponde a aire, un número TC de +1000 corresponde a hueso y un número TC de cero indica agua.
El número TC preciso para un determinado píxel está relacionado con el coeficiente de atenuación de los rayos X. del tejido contenido en el vóxel. El grado de atenuación de los rayos X. está determinado por el promedio de la energía del haz de rayos X. y el número atómico efectivo de la absorbente y se expresa como el coeficiente de atenuación. El valor de un número que se he dado por lo siguiente:
Número TC = k (μt – μw)
μw
μt es el coeficiente de atenuación del tejido en el píxel analizado, μw es el coeficiente de atenuación del agua a los rayos X y K es la constante que determina el factor de la escala para el rango de números TC.
Este caso esta ecuación muestra que el número de TC para el agua siempre he sido porque para el agua, μt = μw = 0. Para que el sistema de imagen opere con precisión, la respuesta del detector debe ser calibrada continuamente para que el agua que siempre representada por cero. Cuando K = 1000, los número de TC se denominan unidades Hounsfield.
Ahí una enorme cantidad de información que se pierde cuando rango dinámico actual es 2000 pero se muestra en la imagen de video o en la película con no más de 32 sombras de grises. Sin embargo, los ajustes de ventana y de nivel del post procesado permiten hacer visible todo el rango dinámico seleccionando un nivel de ventana y un ancho de ventana adecuado.

VER PRESENTACION PIXEL - VOXEL - NUMEROS TC

Reconstrucción de la imagen
Las proyecciones adquiridas por cada detector durante la TC son almacenadas en la memoria del ordenador. La imagen es reconstruir a partir de esta prospecciones mediante un procesado denominado proyección retrograda filtrada (o retro proyección filtrada). El término filtro se refiera una función matemática. Este proceso es demasiado complicado pero un ejemplo sencillo puede que ayude a explicar cómo funciona.
Imaginemos una caja con dos agujeros cortados en cada lado. La caja se divide en cuatro compartimientos amados a, b, c y d y hay una cucaracha en el compartimiento c.

Si tapamos la caja y miramos por los cuatro juegos de agujeros, podemos idear una manera de determinar con precisión en qué compartimientos encuentra la cucaracha.
Supongamos que 1 representa la presencia de la cucaracha para cada vista. Si uno a través de un agujero puede ver dos compartimiento vacío y el agujero opuesto, la cucaracha no está. Indicamos la ausencia la cucaracha con 0. Al examinar todas las proyecciones transitorias tenemos:
a + b = 0; c + d = 1; a + c = 1 y b + d = 0
El resultado son cuatro ecuaciones que al resolverse simultáneamente, dan como resultado que c = 1 y a, b y d = 0
En la TC no tendríamos cuatro compartimientos sino unos 250000. Por ello la reconstrucción de la imagen de que se requiere la solución de unas 250000 ecuaciones mas complejas en forma simultánea.

CALIDAD DE LA IMAGEN
Debido a que las imágenes de TC están compuesta de valores de píxel discretos, la calidad del imagen es algo más fácil de caracterizar y cuantificar que en una radiografía convencional. Se dispone de muchos métodos para medir la calidad de la imagen de TC y hay cinco características principales que están asignadas numéricamente: resolución espacial, resolución de contraste, ruido, linealidad y uniformidad.

Resolución espacial: la resolución espacial está en función del tamaño del píxel: cuanto menor es el tamaño del píxel, mejor es la resolución espacial.
Los sistemas de imagen de TC permiten la reconstrucción de imágenes tras su obtención y esto proporciona una poderosa manera de influir en la resolución espacial. El tamaño de la mancha focal también juega un papel, pero no suele limitar la resolución espacial del sistema. Un espesor de sección fino permite mejorar la resolución espacial. La anatomía que no se incluye totalmente en un espesor de sección puede no ser representada, un artefacto denominado volumen parcial. El tamaño del vóxel también afecta la resolución espacial. El diseño de colimador pre paciente y predetector afecta al nivel de la radiación dispersa e influye en la resolución espacial afectando al contraste del sistema.
La capacidad del sistema de imagen de TC de reproducir con precisión un contorno de alto contraste se expresa matemáticamente como la función de respuesta de contorno (ERF edge response function). La ERF medida puede ser transformada en otra expresión matemática llamada función de transferencia de modulación (MTF modulation transfer funcion). La MTF y su representación gráfica son a menudo citadas para expresar la resolución espacial de un sistema de imagen de TC.
La MTF es una formulación matemática bastante compleja pero su significado no es muy difícil de representar. Consideremos por ejemplo una serie de modelos de barras que son estudiados por TC como muestra la imagen:

Una barra y su interespacio de la misma anchura se denomina par de líneas (pl). El número de pares de líneas por unidad de longitud se denomina frecuencia espacial, y para los sistemas de TC se expresa en pares de línea por centímetro (pl/cm).
Una frecuencia espacial baja representa objetos grandes y una frecuencia espacial alta representa objetos pequeños.
La imagen obtenida de un modelo de barras de baja frecuencia aparecerá más parecida al objeto que la imagen de un modelo de barras de alta frecuencia. La pérdida no existe exactitud de la reproducción con frecuencia espaciales crecientes se debe a diversas limitaciones de los sistemas de imagen de TC. Las características de un sistema de imagen que contribuyen a esta degradación son la colimación, el tamaño y la concentración de los detectores, el control mecánico-eléctrico del gantry y el algoritmo de reconstrucción.
En términos simplistas, la MTF es la relación de la imagen con el objeto. Si la imagen representa exactamente al objeto, la MTF del sistema de imagen de TC tendría un valor de 1. Si la imagen fuera simplemente blanca y no contuviera información alguna el objeto sería 0. Valores intermedios de fidelidad resultan en valores intermedios de MTF
En la imagen de las barras, la fidelidad de la imagen se mide mediante densidad óptica a lo largo del eje de la imagen. Con una frecuencia espacial de 1 pl/cm la variación de la densidad óptica de la imagen es 0,88 veces la del objeto. Con 4 pl/cm es sólo 0,1 o el 10% de la del objeto. Un gráfico de esta relación entre contraste de la imagen y el contraste del objeto para cada frecuencia espacial proporciona una curva de MTF.















La imagen muestra la MTF para dos sistemas de imagen de TC distintos e ilustra cómo debe interpretarse estas curvas. Una curva que se extiende bastante hacia la derecha indica mayor resolución espacial, lo que significa que el sistema de imagen es capaz de reproducir objetos muy pequeños. Una curva que es más alta para frecuencia espaciales bajas indica mejor resolución de contraste.

Muchos sistemas de imagen de TC son juzgados por su frecuencia espacial a una MTF igual a 0,1, a veces llamada resolución limitante. Por ejemplo en el gráfico la imagen A tiene 0,1 MTF a 5,2 pl/cm y la imagen B 3,5 pl/cm. Por lo que A tiene mejor resolución espacial que B.
La resolución de la imagen de TC se puede pensar en términos del tamaño al objeto que puede ser reproducido. El tamaño absoluto del objeto que puede ser identificado por un sistema de imagen de TC es igual a la mitad del inverso de la frecuencia espacial a la resolución limitante:
Resolución espacial (SR) (cm): ½ ( 1 )
SR (pl/cm)
SR (pl/cm): ½ ( 1 )
SR (cm)
Por ejemplo, si se dice que un sistema de imagen de TC presenta una resolución de 5pl/cm el tamaño del objeto que representa será de 2mm/pl. El inverso de 5pl/cm = (5 pl/mm)-1 = 1/ 5 pl/mm = 1cm/5pl = 10mm/5 pl = 2mm/pl
Como un par de líneas consiste en una barra y una interespacio de igual anchura, 2mm/pl representa un objeto de 1mm separado por un espacio de 1mm. La resolución del equipo por lo tanto de 1mm.
Hoy en día el mejor sistema de imagen de TC tiene una resolución limitante de aproximadamente 20 pl/cm que permite representar objetos de 0,25 mm.
Por otro lado por ejemplo si un sistema de imagen de TC puede identificar un objeto de alto contraste de 0,65 mm la frecuencia espacial que representa es de 7,7 pl/cm
O,65 mm del objeto + 0,65 mm del interespacio = 1,3 mm/pl
1/ 1,3 mm/pl = 0,77 pl/mm = 7,7 pl/cm.
Son necesarios objetos de prueba especialmente diseñados para evaluar el rendimiento de un sistema de imagen de TC. Estos objeto de pruebas tan habitualmente fabricado de plásticos de diferentes densidades, con varias formas y configuraciones.
La mejor resolución espacial posible para un imagen de TC es el tamaño del píxel.
Aunque la MTF y la frecuencia espaciales se usan para describir la resolución espacial, ningún sistema imagen puede superar el tamaño del píxel. En término de pares de líneas, una línea y su interespacio requieren al menos 2 píxeles.

Resolución de contrastes:
Es la capacidad para distinguir un tejido de partes blandas de otro que no tenga relación con su tamaño o su forma. Esta es un área en la que la TC destaca.
La absorción de los rayos X. en los tejidos depende del coeficiente atenuación lineal de los rayos X. y éste está en función de la energía de los rayos y del número atómico del tejido. En la TC la cantidad de radiación que penetra al paciente también viene determinada por la densidad de masa de la parte del cuerpo estudiada.
Si consideramos la situación planteada la imagen, una estructura compuesta de grasa, cuyo hueso.
No sólo los número atómicos son ligeramente diferentes (Z= 6,8, 7,4 y 13,8 respectivamente), sino que la densidad de sus masas son distintas (ρ = 0,91, 1,0 y 1,85 kg/m3, respectivamente). Aunque estas diferencias se pueden medir, no aparecen bien representadas en la relojera convencional. El sistema de imagen de TC es capaz de amplificar estas diferencias en el contraste del sujeto de forma que contraste en la imagen es alto. En la reconstrucción del ordenador el rango de los números TC de estos tejidos es aproximadamente de -100, 50 y 1000, respectivamente. Esta escala amplificada de contraste permite identificar mejor estructuras a casarse antes que tienen una composición similar.


La resolución de contraste que proporciona la TC es considerablemente mejor que la disponible en radiología convencional principalmente debido a la radiación dispersa eliminada con el colimador prepaciente y prerreceptor. La capacidad representar objetos con bajo contraste en la TC está limitada por el tamaño y la uniformidad del objeto y por el ruido del equipo.

Ruido:
Si se estudia un medio homogéneo como el agua, cada píxel debe tener valor de cero. Esto nunca ocurre porque la resolución del contraste del sistema no es perfecta, por lo tanto los números de TC pueden promediar cero, pero existe un rango de valores mayores o menores de cero. Esta variación por encima y por debajo del valor promedio es el ruido del sistema. Si todos los píxeles tuvieran el mismo valor el ruido sería cero.
Una gran variación en los valores de píxel representa una imagen con mucho ruido.
El ruido es el porcentaje de la desviación estándar de un gran número de píxeles obtenidos de una imagen de un cubo de agua. Debe comprenderse que el ruido depende de muchos factores, como en el kVp, la filtración, tamaño del píxel, el espesor de sección, eficiencia de los detectores, dosis administrada al paciente, etc.
Finalmente es la dosis administrada al paciente, el número de rayos X. utilizados por el detector para generar la imagen, lo que controla el ruido.
En estadística, el ruido se llama desviación estándar y se representa por σ

El ruido aparece en la imagen como un granulado. Las imágenes con poco ruido parecen más suaves al ojo, y las imágenes con mucho ruido se muestran sucias o manchadas.
La resolución de objetos de bajo contraste está limitada por el ruido de un sistema de imagen de TC.
El ruido debe ser evaluado diariamente estudiando un cubo de agua de 20 cm de diámetro. Todo lo sistema imagen de TC tiene la capacidad de identificar una ROI en la imagen digital y procesar la media y la desviación estándar de los números de TC en esa ROI. Cuando se mira el ruido, la roí debe incluir al -100 píxeles.

Linealidad
El equipo de TC debe ser calibrado con frecuencia para que el agua sea constantemente representada por el número de TC 0 y los otros tejidos por sus correspondientes números de TC. Una calibración de prueba que puede ser realizada a diario utiliza el objeto de prueba de cinco pernos de la American Association of physicists in medicine, donde cada uno de éstos está hecho de un material plástico distinto con propiedades físicas y de atenuación de la radiación conocida, y se colocan en un cubo de agua.
Después de obtener una imagen de este objeto de prueba, el número de TC de cada perno debe ser grabado y su valor medio y desviación estándar trazados. El trazo del número de TC en función del coeficiente atenuación lineal debe ser una línea recta que pasa por el número de TC cero para el agua.
Una desviación de esta linealidad es indicación de delineación o mal funcionamiento del sistema imagen de TC.
Uniformidad
Cuando se obtienen imagen de un objeto uniforme como el cubo de agua, cada píxel debe tener el mismo valor porque cada píxel representa precisamente el mismo objeto. Además, si el sistema de imagen está adecuadamente ajustado este valor debe ser0. El valor de TC para el agua puede variar día a día o incluso de hora ahora.
En cualquier momento en el que se obtengan imágenes del cubo de agua, los valores de píxel deben ser constantes en todas las regiones de la imagen reconstruida. Esta característica se denomina uniformidad espacial.
La uniformidad espacial puede comprobarse mediante un paquete de sofware interno que permite el trazado de los números de TC en cualquier eje de la imagen como un histograma o un gráfico lineal. Si todos los valores del histograma o el gráfico lineal están dentro de las dos desviaciones estándar del valor medio (+- 2 σ), se dice que el sistema presenta una uniformidad espacial aceptable.
El endurecimiento del haz de rayos X puede provocar una disminución de los número de TC de forma que el centro de la imagen aparece más oscuro que en la periferia. Este es el artefacto de ahuecamiento o cupping.


TOMOGRAFÍA COMPUTARIZADA HELICOIDAL:
En 1989, la tomografía computarizada helicoidal se introdujo con muchas expectativas. El término helicoidal es acuñado ya que es el movimiento aparente del tubo de rayos X. durante la adquisición de la imagen. La TC helicoidal ha emergido como una herramienta de diagnóstico nueva y mejorada, proporciona mejores imágenes de parte anatómica que presentan dificultades debido a movimientos respiratorios. Es particularmente buena para el tórax, el abdomen y la pelvis. Tiene la capacidad de registrar imágenes transversales convencionales en regiones del cuerpo donde el movimiento no es un problema, como la cabeza, la espina dorsal o las extremidades.

Principio de adquisición imagen:
El movimiento helicoidal en la TC helicoidal parece un muelle. Cuando empieza el examen, el tubo de rayos X rota continuamente. Mientras el tubo rota, la camilla mueve al paciente a través del plano del haz rotatorio de rayos X. El tubo es alimentado continuamente y se registran los datos también continuamente, con lo que resulta que se puede reconstruir un imagen en cualquier posición del eje Z. a lo largo del paciente.
Algoritmo de interpolación
La capacidad de reconstruir una imagen en cualquier posición del eje Z. es posible debido al proceso matemático llamado interpolación. Si se quiere estimar un valor entre valores conocidos se lleva a cabo una interpolación y si se quiere estimar un valor fuera del rango de valores conocidos se lleva a cabo una extrapolación. Durante la TC helicoidal se reciben datos de las imágenes continuamente,. Cuando se reconstruye una imagen, el plano de la imagen no contiene suficiente dato para la reconstrucción. Los datos en este plano deben ser estimados por interpolación.
Los primeros algoritmos de interpolación usaban una interpolación lineal de 360 °. El plano de la imagen reconstruida se interpolaba de datos adquirido una revolución más allá. El algoritmo de interpolación se denomina lineal porque asume una relación en línea recta entre los dos datos conocidos. El resultado son imágenes transversales prácticamente idéntica a la TC convencional.
Cuando a estas imágenes se le da el formato de vistas o secciones sagitales o coronales puede haber una pérdida de definición en comparación a las imágenes de TC convencionales formateada. La solución al problema de la pérdida de definición es la interpolación de valores separados por 180°, media revolución del tubo de rayos x. Esto resulta en una mejor resolución del eje Z. así como las mejoras en las secciones formateadas en sagital y coronal. Se han desarrollado diferentes tipos de algoritmos de interpolación: interpolación lineal simple, interpolaciones de orden superior. El inconveniente de los algoritmos de interpolación de 180°, con respecto a los de 360º y a la adquisición de imágenes de TC convencional, es el incremento del ruido de la imagen. Este ruido no es un problema, pero el uso de algoritmo de interpolación de orden superior puede producir lo que se dominan artefacto de ruptura o interfases de alto contraste, como pueden ser los de los huesos con los tejidos blandos. El artefacto de ruptura tiene una aparición de escalón.
Factor de desplazamiento (pich)
Aparte de la mejora en las reconstrucciones sagitales y coronales, los algoritmos de interpolación de 180° permiten la adquisición de imágenes con un factor de desplazamiento más grande que uno. El factor de desplazamiento helicoidal conocido como pitch es la relación entre el movimiento de la camilla del paciente y la colimación del haz de rayos X.
PITCH = movimiento de la camilla cada 360º/ grosor del corte.
Este factor de desplazamiento se expresa como una relación, como por ejemplo 0,5:1 – 1:1 – 1,5:1 – 2:1. Un factor de 0,5:1 resultan imágenes solapadas y una dosis al paciente más elevada. Un factor de 2:1 resulta en un adquisición de imagen más larga y una dosis del paciente más reducida.
Si por ejemplo durante una rotación de 360° del tubo de rayos X. la camilla del paciente se mueve 8 mm y la colimación de las secciones de 5 mm, el factor desplazamiento será de 1,6:1 (8mm/5mm).
Un incremento del factor de desplazamiento por encima de 1:1 aumenta el volumen de tejido del cual se puede tomar una imagen en un tiempo determinado. Esta es la ventaja principal de la TC helicoidal, su capacidad de tomar imágenes de un volumen más grande del tejido mientras el paciente aguanta la respiración una sola vez.
La relación entre el volumen del tejido del cual se toman las imágenes y el factor desplazamiento es:
Tejido analizado = colimación X factor de desplazamiento X tiempo de análisis.
Por ejemplo si tenemos una colimación de 8 mm, un análisis a 25 segundos y un factor desplazamiento de 1,5:1 el tejido analizado será de 30 cm:
Tejido analizado: 8 mm X 25seg X 1,5
Si el tiempo de rotación del pórtico no es de 360° en un segundo el volumen de tejido analizado es:
Tejido analizado = colimación X factor de desplazamiento X tiempo de análisis/ tiempo de rotación del pórtico.
Por ejemplo con una colimación de 5 mm, un factor desplazamiento de 1,6:1 y un tiempo de análisis de 20 segundos a un tiempo de rotación de pórtico de dos segundos el tejido analizado será de 8 cm :
Tejido analizado = 5mm X 1,6 X 20 seg / 2 seg.
Desafortunadamente, cuando el factor de desplazamiento es más grande que aproximadamente 22. Uno la resolución en el eje Z. es muy pobre debido a un perfil de sensibilidad de sección ancho.
Perfil de sensibilidad:
Si consideramos un perfil de sensibilidad de una sección de 10 mm obtenida con un sistema de adquisición imágenes de Tc convencional. Sise Colima adecuadamente, tendrá una anchura completa a la mitad del máximo de 10 mm.
Aún factor desplazamiento 1:1, el perfil de sensibilidad de sección sólo es aproximadamente un 10% más ancho que el de TC convencional. Sin embargo, aún factor desplazamiento de 2:1 el perfil de sensibilidad de sección cha es aproximadamente un 40% más grande y se dispara aún factor desplazamiento de 3:1.
El factor desplazamiento influencia el perfil de sensibilidad de sección de la misma forma que la algoritmo de interpolación. La resolución en el eje Z. es peor para un algoritmo de interpolación de 360° en comparación a un algoritmo interpolación de 180° porque el perfil de sensibilidad de sección es más ancho.

Diseño del sistema de adquisición imágenes
La TC helicoidal es posible debido a la tecnología de anillos deslizantes:
Los anillos son dispositivos electromagnéticos que conducen electricidad y señales eléctricas a través de anillos y cepillos de una superficie rotatoria a una fija.
Una superficie es un anillo fijo y la otra es un anillo con cepillo que rastrea el anillo liso. La TC helicoidal es posible debido al uso de la tecnología de anillos, que permite la rotación continua e ininterrumpida del pórtico.
La adquisición imágenes de paso y disparo se lleva a cabo con una pausa entre cada rotación del pórtico. Durante la pausa, se mueve la camilla el paciente y el pórtico vuelve a la posición inicial.
En un sistema de pórtico de anillos deslizantes, la potencia y las señales eléctricas se tramiten a través de anillos estacionarios en el pórtico, eliminando la necesidad de cables eléctricos que hacen imposible la rotación continua.
Hay dos tipos de diseños de anillos deslizantes: el diseño de disco y el de cilindro.
El diseño de disco incorpora anillos conductores concéntricos en el plano rotación. El diseño cilíndrico tiene los anillos conductores paralelos al eje de rotación, formando un cilindro.
Los cepillos que transmiten la potencia a los componentes del pórtico se deslizan en surcos de contacto en el anillo deslizante estacionario. Para el contacto deslizante se usan cepillos compuestos hechos de un material conductor (aleación de grafito de Plata). Los anillos deben durar el tipo de vida del sistema de adquisición de imágenes. Deben reemplazarse aproximadamente cada año durante el mantenimiento preventivo.

Habitualmente hay tres anillos deslizantes, una proporcionada potencia de alto voltaje al tubo de rayos X. y al generador de alto voltaje. Un segundo anillo proporciona potencia de bajo voltaje a los sistemas de control en el pórtico rotatorio y el tercer anillo transfiere datos digitales de la matriz detectora rotatoria.

Tubo de rayos X.: en la TC de paso y disparo, el tubo se activa durante una rotación, normalmente 1 segundo, cada cierto tiempo (de 6 a 10 seg). Esto permite que el tubo se enfríe entre imágenes. La TC helicoidal supone una considerable demanda térmica para el tubo de rayos X. El tubo se activa hasta 60 segundos seguidos.
Debido a la continua rotación y activación del tubo para exposiciones más largas, se debe mantener niveles de potencia más elevados. Las altas capacidades térmicas y los altos ritmos de enfriamiento son característicos de los tubos de rayos X. diseñado para la TC helicoidal.
La mayoría de sistemas usan tubos con dos puntos focales. El punto focal pequeño se usa para exámenes de alta resolución y el grande para estudios de partes anatómicas grandes con una técnica elevada.
Estos tubos son muy grandes y tiene una capacidad almacenamiento de calor del ánodo de ocho o más MHU.

Detectores de rayos X.
La eficacia de la matriz detectora de rayos X. reduce la dosis del paciente, permite un tiempo de análisis más rápido, y mejora la calidad de la imagen incrementando la relación entre señal y ruido. El diseño de las matrices detectoras es especialmente crítico para la TC helicoidal. La eficiencia de detección total para la matriz de estado sólido es aproximadamente un 80%.


Generador de alto voltaje: las limitaciones en el diseño impuestas en el generador de alto voltaje son las mismas que la impuesta en el tubo de rayos X. En un sistema de adquisición imágenes de TC helicoidal diseñado adecuadamente los dos deberían ser ajustados a una capacidad máxima. Una potencia de aproximadamente 50 kW es necesaria.
El diseño de un generador de alto voltaje que quepa en el pórtico rotatorio es un reto y el diseño de los anillos deslizantes aislantes es un reto equivalente. Los requerimientos se han satisfecho adecuadamente.
Selección de técnica
El radiólogo y el técnico tienen que tomar más decisiones y trabajar más para la TC helicoidal. La principal ventaja de esta es la capacidad analizar un volumen grande de anatomía en el tiempo de que el paciente aguanta la respiración una sola vez. El volumen de tejido analizado viene determinado por el tiempo de examen, el movimiento de la camilla, el factor de movimiento y la colimación. El tiempo de rotación, el algoritmo de reconstrucción, el intervalo de reconstrucción y el tiempo de salteó en el rastreo también deben seleccionarse.

Tiempo de examen: la mayoría de los sistemas adquisición imágenes de TC helicoidal pueden trabajar hasta 60 segundos de forma continua. La mayoría de pacientes puede aguantar la respiración hasta 40 segundos pero algunos pueden hacerlo sólo durante 20 segundos. Por lo tanto, si se requieren con 45 segundos de imagen tal como se muestra en la figura A, puede ser necesario saltear la imagen, figura B, con un tiempo de 10 segundos entre rastreos para permitir que el paciente respire.












Resolución en el eje Z.: dependiendo de los requerimientos de resolución espacial del examen, la resolución en el eje Z. debe ser especificada por la selección de técnica. La resolución longitudinal viene determinada por varios factores de técnica que deben ser preseleccionados.
Cuando se requiere resolución en el eje Z. se selecciona la colimación de sección estrecha, una selección de un factor desplazamiento bajo, una velocidad de camilla baja y una reconstrucción de interpolación de 180°.
Estos exámenes son aquellos que pretenden registrar imágenes de estructura pequeña, como calcificaciones del pulmón o arterias llena de contrastes. Para registrar imágenes de órganos como el hígado, el vaso o los riñones se necesita una resolución normal.
La resolución transversal viene determinada por la matriz de reconstrucción y el campo de visión mientras que la resolución en el eje Z. viene determinada por el perfil de sensibilidad de sección, el algoritmo de interpolación y el factor de desplazamiento.
Reconstrucción de imagen: para una adquisición de imágenes de alta resolución hay que utilizar la interpolación de 180°. Se pueden necesitar imágenes transversales, longitudinales formateadas o ambas. Si se necesita un imagen longitudinal formateada puede ser necesario decidir entre angiografía TC, representación de volumen o representación de superficie.

TOMOGRAFÍA COMPUTARIZADA DE MÚLTIPLES CORTES (MULTICORTE)
Hay dos características diferenciadoras principales de estos sistemas de adquisición imágenes de TC de múltiples cortes. Por un lado, en vez de una matriz detectora, se utilizan varias matrices detectoras paralelas que contienen miles de detectores individuales. Por otro lado, la activación de una matriz detectora tan grande para un análisis rápido de gran volumen, requiere un ordenador muy rápido y de alta capacidad.
Matriz detector de múltiples cortes:
El diseño más simple de adquisición imágenes de múltiples cortes consta de cuatro matrices detectoras, cada una de una anchura igual.
Este diseño se muestra en la siguiente imagen con un factor desplazamiento de 2:1-el grosor del haz de rayos X. es la mitad del desplazamiento de la camilla del paciente-. La anchura de cada matriz detector a es de 05 mm, resultando en cuatro cortes de 0,5 mm de anchura.
El diseño de un sistema adquisición imágenes de este tipo permite habitualmente que se combinen las señales detectadas de matrices adyacentes para producir dos cortes de 1 mm de anchura o un corte de 2 mm de anchura. Una adquisición de imágenes con un corte más ancho resulta en una mejor resolución de contraste para el mismo ajuste de miliamperios ya que la señal detectada es mayor.
Esta mejor resolución de contraste viene acompañada por una ligera disminución en la resolución espacial debido al incremento del vóxel.
Los múltiples cortes más anchos permiten que se analice más volumen.
Un diseño alternativo a la adquisición de imágenes con cuatro cortes se muestra en la figura, este diseño utiliza ocho matrices detectoras de anchura diferentes. Combinando las matrices adyacentes se pueden obtener cuatro cortes de 0,5 mm, cuatro cortes de 1 mm, cuatro cortes de 2mm 0 cuatro cortes de 4 mm.
Un tamaño menor de detectores resulta en una resolución espacial mejor.
Otro diseño utiliza 32 matrices detectoras, cada una con una anchura de 0,5 mm, resultando en una anchura total de 16 mm. Este diseño produce cuatro cortes contiguos con anchuras posibles desde 0,5 mm cada uno hasta 4 mm cada uno. Este diseño permite una resolución en el eje z aun mayor.
La TC helicoidal multicorte de resolución mas alta resulta enana dosis de radiación mas elevada para el paciente.
SISTEMA DE ADQUISICION DE DATOS:
La Señal de cada detector individual esta conectada a un amplificador electrónico controlado por ordenador, que al mismo tiempo es un dispositivo de interrupción, llamado sistema de adquisición de datos (DAS). Es el DAS el que selecciona las combinaciones del detector para la suma de la señal.

Factor de desplazamiento de múltiples cortes:
El factor de desplazamiento en la TC multicorte debe definirse de forma diferente ya que toda la anchura de la matriz multidetectora, o al menos las filas de detectores utilizadas para una tarea en particular, intercepta el haz cónico de rayos x colimado.
Hay dos definiciones para el factor de desplazamiento en la TC multicorte:
El factor de desplazamiento del haz relaciona el movimiento del paciente por cada revolución de 360º a la anchura del haz cónico de rayos x.
El factor de desplazamiento del corte relaciona el movimiento del paciente por cada revolución de 360º con el grosor de corte.
En la practica el factor de desplazamiento del haz para la TC helicoidal multicorte es normalmente de 1. Debido a que se obtienen múltiples cortes y a que la posición del eje z y la anchura de reconstrucción se puede seleccionar después de la adquisición de imágenes, no es necesario adquirir imágenes solapadas. Debido a la función de múltiples cortes se adquieren más imágenes por unidad de tiempo. Esto resulta en que se analiza una cantidad de tejido mucho mas grande, y por lo tanto en espirales mas extendidas.

Ritmo de adquisición de cortes:
Con la TC multicorte se pueden adquirir 4, 8, o 16 cortes en el mismo tiempo en el que previamente se adquiría uno solo. El ritmo de adquisición de cortes (SAR) es una medida de la eficacia del sistema de adquisición de imágenes.
SAR = cortes adquiridos cada 360º/ tiempo de rotación.
Si una matriz detectora de ocho elementos se usa para adquirir múltiples cortes de 0,5 seg , el ritmo de adquisición de imágenes será de 16 cortes/seg. (SAR = 8/0,5).


Volumen de tejido cubierto:
La principal ventaja de la TC multicorte es que puede analizar una cantidad más grande de tejido. En el límite de rendimiento es posible analizar el cuerpo entero en el tiempo en que el paciente ahuanta la respiración. Aunque se esta analizando un volumen de tejido, este volumen se representa por la cobertura en el eje z:
Z = (N/R) X W X T X B o Z = SAR X W X T X B
N = número de cortes adquiridos.
R= tiempo de rotación.
W= anchura de corte.
T= tiempo de análisis.
B= factor de desplazamiento del haz.
Por ejemplo, si un examen con 8 cortes se obtiene con un haz de 12mm y un tiempo de examen de 20 seg a 0,5 seg por revolución con un desplazamiento de camilla de 6mm, la cobertura en el eje z es de 30 cm
N = 8
R = 0,5 seg.
W = 1, 5 mm (12 mm/8 )
T = 20 seg.
B = 0,5 (6 /12)
Z = (8/0,5) X 1,5 X 20 X 0,5
Z = 30 cm



CARACTERISTICA DE LA IMAGEN
La calidad de imagen en TC helicoidal, medida por su resolución especial y de contraste, es comparable a la TC de paso y disparo. La resolución en el plano es la misma debido a que el número de detectores, el espacio entre detectores y el número de proyecciones en el plano de la imagen son los mismos.
Sin embargo, aunque el SSP es pero para la TC helicoidal, puede haber una mejora en la resolución espacial en el eje z porque no hay partes de la medida sin datos, las imágenes reconstruidas pueden incluso solaparse.
Imagnes solapadas:
Fijémonos ahora en el nódulo pulmonar calcificado de la siguiente figura:










Con la TC de paso y disparo convencional podría no verse el nódulo si éste se encontrara entre dos cortes de imagen. Moviendo la reconstrucción de imagen transversal a lo largo del eje Z. se puede llevar el nódulo hasta el centro de la sección con la consiguiente mejora en resolución de contraste.
Adicionalmente al solapamiento de imágenes transversales para mejorar la resolución de contraste, la TC helicoidal sobresale en la reformación multiplanar (MPR). Las imágenes transversales se apilan a formar un juego de datos tridimensional, el cual se puede convertir en un imagen de varias maneras. Normalmente se utilizan tres algoritmos MPR tridimensionales:
• Proyección de intensidad máxima (MIP)
• Presentación de superficie sombreada (SSD)
• Presentación de volumen sombreado (SVD)

Proyección de intensidad máxima:
















La MIP reconstruye las imágenes seleccionando los píxeles de valor más alto a lo largo de una línea arbitraria a través del juego de datos y exhibiendo sólo estos.
Las imágenes de MIP se usan ampliamente en angiografía por TC porque se pueden reconstruir muy rápidamente.
Solamente se usan cerca del 10% de los puntos tridimensionales. El resultado puede ser una imagen tridimensional de alto contraste de vasos llenos de contraste.
En la mayoría de las consolas de ordenador se puede rotar la imagen para obtener sorprendentes características tridimensionales.
La MIP es la forma más simple de adquisición de imágenes tridimensionales. Proporciona una diferenciación excelente de la vasculatura respecto del tejido circundante, pero carece de información sobre la profundidad de los vasos ya que los vasos superpuestos no se muestran. Esto se soluciona parcialmente con la rotación de la imagen. Es posible que no se detecten vasos pequeños que pasen oblicuamente a través de un vóxel a causa de que se hace una medida de todo el volumen.

Presentación de superficies sombreadas
La SSD es una técnica asistida por ordenador prestada de las aplicaciones de diseño asistido por ordenador y de manufacturación. Identifica un rango estrecho de valores como pertenecientes al objeto analizado y muestra este rango. El rango mostrado aparece como la superficie de un órgano que se determina por valores seleccionados por el operador.
La potencia de ordenador necesaria para la SSD es comparativamente modesta. Los límites de la superficie se pueden hacer muy claros, y la imagen parece muy tridimensional.
La SSD muestra poca profundidad ya que no se observan las estructuras dentro o detrás de la superficie. No se visualizan los vasos dentro de una cápsula renal o los trombos de un vaso. La presentación de superficies sombreadas es muy sensible al rango de píxeles seleccionado por el ordenador, lo cual puede hacer que la adquisición de imágenes anatómicas reales sea difícil.