RESONANCIA- BASES FISICAS

RESONANCIA MANETICA
Introducción:
Los primeros datos del fenómeno de la resonancia magnética se remontan a 1946. En ese año, en Estados Unidos, Félix Beloch, de la Universidad de Stratford, y Edgard Purcel, de la Universidad de Harvard, demostraron que determinados núcleos, bajo campos magnéticos intensos, pueden absorber energía de radiofrecuencia y generar a su vez una señal de radiofrecuencia capaz de ser captada por una antena receptora.
Se denominó frecuencia de resonancia a la frecuencia con la cual absorbían resonancia y fenómenos de resonancia magnética nuclear al experimento en sí mismo.
En 1973, Paul Laterbury llevó a cabo la aplicación de este fenómeno al ámbito del diagnóstico médico. Publicó las primeras imágenes de dos tubos de agua, lo que supuso la presentación de la RMN como posible técnica de diagnóstico mediante imagen.
La evolución desde ese momento no ha conocido pausas. En 1979 se obtuvieron las primeras imágenes tomográficas de una cabeza humana. En 1981 se instaló en Londres el primer prototipo de tomógrafo por RMN y en diciembre de 1983 se obtuvo en España la primera tomografía en el centro médico de Barcelona.
En 1983 el Ameritan Collage of radiology consideró la tomografía por RMN como técnica estándar en el campo de diagnóstico médico.

Definición: la resonancia magnética es el fenómeno físico por el cual, al ser colocadas bajo un potente campo magnético, ciertas partículas como los electrones, protones y los núcleos atómicos con un número impar de protones (Z) y/o neutrones (N), alinean sus campos magnéticos con este nuevo campo magnético superior y pueden absorber selectivamente energía de radiofrecuencia.

El fenómeno del magnetismo tiene su origen en el movimiento de partículas cargadas eléctricamente. La magnetización se refiere al fenómeno producido por la orientación no aleatoria del campo magnético de los electrones. En ausencia de un campo magnético los espines o protones generalmente de hidrógeno (por ser los más abundantes del cuerpo humano) están orientados al azar y describen un movimiento de giro sobre su eje (movimiento de spin) que genera un campo magnético individual y que es neutralizado por los campos producidos por otros protones.
Al introducir un paciente dentro del campo magnético del imán de RM los núcleos de los átomos se orientan de acuerdo a la línea de fuerza del campo y van a describir un giro o movimiento de precisión con una frecuencia que dependerá de la intensidad del campo magnético al que están sometidos y de la posición que ocupe el protón en relación a los diferentes tejidos.
Si acto seguido se aplica una onda de radiofrecuencia perpendicular al campo magnético, con una frecuencia que sea la misma que la de precisión de los protones, éstos van a cambiar de orientación siguiendo la dirección del nuevo campo magnético: a este proceso se lo llama resonancia.
Cuando cesa el estímulo de radiofrecuencia, los átomos vuelven alinearse en la dirección del campo magnético del imán, volviendo a su situación inicial, liberando una energía que puede ser recogida o captada en forma de señal. Éste proceso se denomina relajación.
Principios físicos:
Los átomos constan de un núcleo y una corteza, la cual está formada por electrones. En el núcleo, entre otras cosas, están los protones, pequeñas partículas que contienen una carga eléctrica positiva.
Estos protones están girando constantemente, o realizan un movimiento llamado spín alrededor de un eje o, como se dice habitualmente, los protones poseen un spín. La carga eléctrica positiva del protón, naturalmente gira o realiza el movimiento de spin con él. Y toda carga eléctrica el movimiento es una corriente eléctrica. Toda corriente eléctrica induce o produce una fuerza de magnética, es decir un campo magnético. Entonces el protón tiene su propio campo magnético y podemos considerarlo como un pequeño imán.
Los protones, al ser pequeños imanes, se alinean en el campo magnético externo, al igual que una brújula en el campo magnético de la tierra. Para los protones existen dos formas de alinearse con el campo magnético: con sus polos norte y sur en la dirección del campo externo, en paralelo a él, o en dirección opuesta, en antiparalelo.
Ambos estados están a diferentes niveles de energía, es decir, necesitan cantidades de energía diferentes. Naturalmente, el estado preferido de alineación es aquel que necesita menos energía. Por ello, hay más protones en el nivel de menor energía, paralelos al campo magnético externo. La diferencia en el número es, sin embargo, muy pequeña, y depende de la intensidad del campo magnético aplicado. Para hacernos una idea grosera, por cada 10 millones de protones en antiparalelo ahí aproximadamente 10 millones 7 en paralelo.
Los protones no solamente están alineados en paralelo o antiparalelo a la línea del campo magnético, sino que se mueven alrededor de él de una cierta manera. Este tipo de movimientos se llama precesión.
La velocidad de este movimiento puede medirse como frecuencia de precesión, es decir cuántas veces precesan los protones por segundo. Esta frecuencia de precesión no es constante y depende de la intensidad del campo magnético en la que están colocados los protones. Cuanto más intensos el campo magnético, más rápida será la velocidad de precesión y mayor la frecuencia de precesión.
Para medir la frecuencia de precesión se utiliza la ecuación de Larmor:
W0 = γ . B0 donde W0 es la frecuencia de precesión en Hz o MHz, γ es la constante giromagnética y B0 es la intensidad del campo magnético en tesla.
Esta ecuación establece que la frecuencia de precesión es mayor cuanta más alta sea la intensidad del campo magnético. La relación exacta viene determinada por la constante giromagnética y ésta es diferente para cada elemento.
Por ejemplo: el valor de γ para el protón de hidrógeno es de 42,5 MHz/ T. Si utilizamos un campo magnético de 2 testa, la frecuencia de presesión será de 85 MH.
Esta frecuencia de precesión es importante porque tiene relación con la resonancia en la imagen por resonancia magnética ya que los protones podrán ser perturbados, absorberán energía, si son estimulados con ondas electromagnéticas con una frecuencia igual a su frecuencia precesión.
Recordemos que el átomo tiene un núcleo formado por protones y neutrones. Una excepción es el núcleo del hidrógeno, que solamente tiene un protón. Por eso, cuando hablamos del protón, nos estamos refiriendo al núcleo de hidrógeno, ya que ambos son lo mismo. El núcleo de hidrógeno es el mejor para obtener la imagen de RM, ya que existe en gran abundancia nuestro cuerpo y además emite la mejor señal de todos los núcleos.
No podemos usar cualquier núcleo para obtener imágenes por RM. Sólo podemos utilizar aquellos núcleos que tengan spin y un número impar de protones (o neutrones).
Esto se puede explicar fácilmente, tal como vimos los protones están girando por el spín, por lo que su carga eléctrica también se mueve. La carga eléctrica que se mueve es una corriente eléctrica que induce un campo magnético del protón, lo cual es la base para todo. Si no fuera por el espín, no habría campo magnético.
Si consideramos al protón como un pequeño imán, si se tiene un núcleo con dos protones (o cualquier otro número par), estos pequeños imanes se adherirán tal como hacen otros imanes (polos opuestos atraen). El resultado es que se cancelan su momento magnéticos.
Si usamos un núcleo con un número impar de protones, por ejemplo, tres, aunque un par se unirá, neutralizándose uno a otro, siempre queda un protón que mantiene su momento magnético. Por lo tanto, los núcleos que tienen un número impar de protones tienen momento magnético y pueden utilizarse en RM. Como ejemplo tenemos el C13, F19, Na23 y el P31.
Magnetización longitudinal y transversal.
Cuando colocamos a un paciente en un campo magnético hay millones de protones procesando rápidamente: por lo tanto, es fácil imaginar que en un determinado momento pueda haber un protón que esté orientado en una dirección y otro orientado exactamente la dirección opuesta. El resultado es muy importante: fuerzas magnéticas en direcciones opuestas se cancelan unas con otras. Por cada protón orientado hacia abajo hay otro orientado hacia arriba cancelando sus efectos magnéticos. Pero como hay más protones orientados hacia arriba, en paralelo, (ej., 10.000.007) que hacia abajo, en antiparalelo, (10.000.000) resulta que hay protones que no tienen con quien cancelar sus fuerzas magnéticas. Estos protones entonces (ej, 7) no se cancelan y sus fuerzas magnéticas se suman. El resultado final es un vector magnético en la dirección del campo magnético externo, que es el resultado de la suma de los vectores magnéticos de los protones orientados en paralelo.
Como esta magnetización se encuentra en la dirección a lo largo (longitudinal) al campo magnético externo, se llama también magnetización longitudinal.
Este nuevo vector magnético resultante del paciente está orientado a la dirección del campo magnético externo, a lo largo de sus líneas de campo. Esto se describe como una dirección longitudinal y es realmente este nuevo vector magnético el que puede ser utilizado para obtener la señal. Sería estupendo si pudiéramos medir esta magnetización del paciente, pero existe un problema y es que no podemos medir esta fuerza magnética porque está en la misma dirección, paralela al campo magnético externo. Por eso necesitamos una magnetización que no sea longitudinal sino transversal al campo magnético externo.

Cuando colocamos al paciente en el campo magnético externo se forma la magnetización longitudinal que no podemos medir. Entonces le enviamos al paciente una onda de radiofrecuencia.
En realidad se le envía un pulso de radiofrecuencia. El propósito de este pulso de RF es el de perturbar a los protones que están precesando tranquilamente, alineados con el campo magnético externo.
Cualquier pulso no perturba a esos protones, para poder intercambiar energía se debe enviar un pulso de RF con la misma frecuencia que la frecuencia de precesión de los protones y para esto se precisa la ecuación de Larmor.
Cuando el pulso de RF y los protones tienen la misma frecuencia, los protones pueden captar energía, fenómeno conocido como RESONANCIA

Veamos otro ejemplo: Tenemos 4 protones que forman la magnetización longitudinal. Damos un pulso de RF y un protón capta energía y pasa de estar en paralelo al campo magnético a estar en antiparalelo, un estado de mayor energía y esto tiene repercusión sobre la magnetización longitudinal que disminuye quedando formada solo por 2 protones. Si luego otro protón capta energía la magnetización longitudinal desaparece.
El pulso de RF produce otro efecto en los protones, los pone en fase.
Los protones que estaban orientados aleatoriamente en otras direcciones, a derecha, a izquierda, hacia atrás y hacia delante, cancelando sus momentos magnéticos ahora se orientan todos en una nueva dirección perpendicular a la magnetización longitudinal y forman una magnetización transversal.
Este nuevo vector establecido no permanece quieto, sino que se mueve en la misma línea que los protones precesando y con la misma frecuencia de precesión.
Por lo tanto el pulso de radiofrecuencia produce dos efectos:
Reduce la magnetización longitudinal.
Produce una magnetización transversal.

Cuando quitamos el pulso de radiofrecuencia todo el sistema vuelva al principio.
Los protones que habían captado energía la liberan al medio del alrededor, también llamado red (lattice) y vuelven a estar en paralelo al campo magnético externo aumentando la magnetización longitudinal a su valor inicial, proceso llamado relajación longitudinal o relajación spin-red o spin-lattice.

El tiempo que tarda la magnetización longitudinal en recuperarse, para volver a su estado inicial, se describe como el tiempo de relajación longitudinal o T1.

Este tiempo no es el tiempo exacto que tarda, sino un tiempo constante, que describe lo rápido que es este proceso

Por otro lado los protones se desfasan rápidamente ya que están influenciados por los campos magnéticos de otros spines y por las inhomogeneidades del campo magnéticos en consecuencia la magnetización transversal disminuye hasta desaparecer, proceso llamado relajación transversal o relajación spin-spin.
El tiempo en que tardan en desfasarse los protones es muy rápido y se llama tiempo de relajación T2.

Las relajaciones longitudinal y transversal son procesos diferentes e independientes que ocurren simultáneamente.

El T1 es mas largo que el T2. En términos absolutos, en los tejidos biológicos, el T1 es de aproximadamente entre 300 y 2000 ms. El T2 es de 30 a 150 ms.

Es difícil precisar exactamente la finalización de la relajación longitudinal y transversal. De aquí que el T1 t el T2 no son valorables cuando se ha completado la relajación por lo que el T1 fue definido como el tiempo transcurrido cuando se ha alcanzado el 63 % de la magnetización longitudinal. El T2 es el tiempo transcurrido cuando la magnetización transversal ha decrecido hasta el 37 % de su valor original.

Para los líquidos el T1 y el T2 son largos, mientras que para la grasa, comprada con los líquidos tiene un T1 y un T2 cortos.

El T1 depende de la composición del tejido, de la estructura y del ambiente. Tiene que ver con un intercambio de energía térmica realizado desde los protones al medio de alrededor (red – lattice).

Cuando el medio esta formado por líquido es difícil para los protones entregar energía al medio y esto produce que liberen su exceso de energía lentamente haciendo lenta la formación del vector de magnetización longitudinal. Lo que significa que los líquidos tienen un T1 largo.

La grasa tiene un T1 corto porque los enlaces carbono en los extremos de los ácidos grasos tiene frecuencias próximas a la de Larmor y esto produce una rápida transferencia de energía.

Los campos magnéticos más intensos generan tiempos T1 mas largos ya que como la frecuencia de Larmor depende de la intensidad del campo magnético, cuanto mayor sea este mayor será la velocidad de precesión y por lo tanto tendrán mas problemas para liberar su energía al medio con campos magnéticos fluctuando mas lentamente.

La relajación T2 se produce cuando los protones se desfasan a causa de las inhomogeneidades del campo magnético externo y las inhomogeneidades de los campos magnéticos locales de los propios tejidos.

Como las moléculas de agua se mueven rápidamente sus campos magnéticos fluctúan deprisa por lo que no hay grandes diferencias netas en los campos magnéticos internos de lugar a lugar. Si no hay grandes diferencias entre los campos magnéticos internos de un tejido los protones permanecen acompasados durante más tiempo, por eso el T2 es mas largo.

Con los líquidos impuros, aquellos que contienen moléculas más grandes se producen variaciones mayores en los campos magnéticos internos. Las moléculas grandes no se mueven rápidamente por lo que sus campos magnéticos locales no se cancelan unos con otros. Las grandes diferencias en los campos magnéticos locales producen grandes diferencias en las frecuencias de precesión y de aquí que los protones pierdan la fase más rápidamente, por lo que el T2 es corto.

Todos estos procesos influyen en la imagen por resonancia magnética.

Magnetización neta y señal

En nuestro ejemplo anterior veíamos como al enviar un pulso de RF la magnetización longitudinal disminuía al mismo tiempo que la magnetización transversal aumentaba. Esto puede considerarse como si el vector de magnetización longitudinal se hubiera inclinado 90° hacia el lado. Un pulso de RF que inclina la magnetización 90° se llama un pulso de 90°. Naturalmente, son posibles otros pulsos, denominados según la angulación; así, por ejemplo, pulso de 180°.

Cuando quitamos el pulso de radiofrecuencia ocurren dos cosas, que los protones vuelven a su estado de menor energía, por lo que la magnetización longitudinal vuelve a formarse y que los protones pierden su coherencia de fase y por lo tanto la magnetización transversal desaparece. Es importante recalcar que ambos procesos ocurren simultáneamente e independientemente.

Ahora en lugar de utilizar dos vectores, uno para cada magnetización, utilizamos un solo vector, vector suma.

Los vectores representan fuerzas de un cierto tamaño y una cierta dirección. Si se suman los vectores que estaban orientados en diferentes direcciones, confluyendo hacia arriba, nos encontraremos con una dirección intermedia que depende de la cantidad de intensidad que existan en las direcciones originales. Este vector suma es importante, ya que representa el momento magnético total de un tejido en general por lo que puede utilizarse en lugar de dos vectores que representan separadamente a la magnetización longitudinal y transversal. Nuestro vector magnético suma, durante la relajación, vuelve a la dirección longitudinal igualándose al final con la magnetización longitudinal. Lo que tenemos que recordar es que realmente todo este sistema está precesando, incluido el vector magnético suma. De aquí que el vector suma realiza en realidad un movimiento en espiral.

Una fuerza o momento magnético cambiante puede inducir una corriente eléctrica, la cual es la que nosotros recibimos y utilizamos en RM.

Si colocamos una antena en alguna parte, obtendremos una señal. Esto es fácil imaginar si piensa que la antena es como un micrófono y que el vector magnético suma tiene una campana en su extremo. Cuando más se aleje el vector del micrófono, menos fuerte se oirá el sonido. La frecuencia del sonido, sin embargo, es la misma, porque el vector suma gira con la frecuencia de precesión. Éste tipo de señal se llama una señal FID (free induction decay o caída libre de la inducción). Es fácil imaginar que se obtiene directamente una señal fuerte después de enviar el pulso de RF de 90°. Es obvio que los vectores magnéticos determinan directamente la señal de IRM y la intensidad de señal al inducir corrientes eléctricas en la antena. Por ello, en lugar de los términos de magnetización longitudinal o transversal podemos usar también los de señal o intensidad de señal en los ejes de nuestras curvas de T1 y T2.

Tiempos TR y TE

Vamos a ser un experimento similar a los anteriores. Observe la figura, donde tenemos dos tejidos A y B, los cuales tienen diferentes tiempos de relajación (el tejido A tiene un tiempo de relajación transversal y longitudinal más corto). Enviamos un pulso de radiofrecuencia de 90° y esperamos un cierto tiempo TR (tiempo de repetición de un pulso) largo, después enviamos un segundo pulso 90º.

Al esperar un tiempo TR largo los tejidos A y B han recuperado toda su magnetización longitudinal, la magnetización transversal después del segundo pulso será la misma para ambos tejidos como lo era al principio

Si ahora enviamos un pulso 90° en un TR corto el tejido A ha recuperado más parte de su magnetización longitudinal que el tejido B. Cuando el segundo pulso 90° inclina ahora la magnetización longitudinal 90°, el vector de magnetización transversal del tejido A es mayor que el del tejido B, y como este vector de A es mayor, cuando se acerque a nuestra antena, la campaña imaginaria que lleva al extremo el vector sonará más alto, producen una señal en nuestro micrófono (antena) más intensa que el vector B
La diferencia en intensidad de la señal en este experimento depende de la diferencia de magnetización longitudinal, y de aquí las diferencias entre el T1 de los tejidos. Utilizando estos dos pulso podemos diferenciar ahora el tejido A del tejido B, lo cual podría ser imposible eligiendo solamente un pulso 90° o dos pulso 90° que estén separados por un tiempo largo (después de un tiempo largo, la diferencias en el T1 entre los tejidos a A y B no juega ningún papel en nuestro experimento, porque después de ese tiempo el tejido B que tiene un T1 más largo ha vuelto también a su estado original).
Cuando se utilizan más de un pulso de radiofrecuencia (una sucesión de pulso de radiofrecuencia) se está empleando lo que se llama una secuencia de pulsos. Como puede utilizar diferentes pulsos, esto es, de 90° o de 180°, y los intervalos de tiempo entre los pulso sucesivo pueden ser diferente, existen muchas secuencias de pulso diferentes.
La elección de una secuencia de pulso determinará la clase de señal que obtendremos de un tejido. Por eso es necesario elegir cuidadosamente y describir la secuencia de pulso para cada estudio específico. La secuencia de pulso que hemos utilizado esta forma por un solo tipo de pulso de 90°. Esto se repite después de un cierto tiempo que se llama TR = tiempo de repetición.
Con un TR largo tenemos señales similares de ambos tejidos y aparecen iguales en imagen de RM. Utilizando un TR más corto existe una diferencia en la intensidad de señal entre los tejidos, determinada por su diferencia en el T1. La imagen resultante se dice que es una imagen potenciada en T1. Esto significa que la diferencia de intensidad de señal entre los tejidos en la imagen, el contraste de tejidos, es debido, principalmente, a su diferencia en el T1. Sin embargo, existe siempre más de un parámetro que influye en el contraste entre tejidos. En este ejemplo, el T1, es el más relevante.
Un TR de menos de 500 ms, se considera un TR corto. Un TR de más de 1500 ms sería largo. Como puede imaginar podemos crear imágenes potenciadas en T2 y también imágenes potenciadas en densidad protónica, esta densidad protónica, llamada también densidad spin, influye en el contraste entre tejidos y puede explicarse de una forma muy sencilla: donde no hay protones no habrá señal, donde hay mucho protones habrá lotes de señales. Leeremos más acerca de esto más adelante, lo importante es que, utilizando ciertas secuencias de pulso, podemos hacer que ciertas características titulares sean más o menos importantes en la imagen resultante.
Al elegir la secuencia de pulso, el radiólogo puede compararse a un director de orquesta, ya que puede influir en el resultado final de la interpretación de la señal haciendo que ciertos parámetros destaquen más que otros. Todos los parámetros, sin embargo, juegan siempre el mismo papel en la señal final.
En la siguiente figura vemos representadas las curvas T1 del cerebro y el líquido cefalorraquídeo (LCR).

En el tiempo 0 no tenemos nada de magnetización longitudinal y este puede ser el momento inmediatamente después de un pulso de 90º.

Cuando esperamos un tiempo largo (TR largo) antes de repetir el pulso de 90º la magnetización longitudinal se ha recuperado bastante. Los vectores magnéticos longitudinales, que se inclinaron 90º, diferirán solamente en una pequeña cantidad, por lo que habrá una pequeña diferencia en la señal, es decir, en el contraste de los tejidos del cerebro y el LCR. Esta diferencia de señal se debe a la densidad protónica y se dice que tenemos una imagen potenciada en densidad protónica.

Si ahora utilizamos un TR corto la diferencia en la magnetización longitudinal es bastante más grande y habrá un mejor contraste entre los tejidos. Como podemos ver en las curvas hay un espacio de tiempo donde el contraste entre tejidos es más pronunciado. Decimos entonces que la imagen esta potenciada en T1.

Para obtener una imagen potenciada en T2 vamos a ver otro ejemplo.

Recordemos que al enviar un pulso de 90° disminuye la magnetización longitudinal y aumenta la magnetización transversal. Luego de un cierto tiempo esta magnetización transversal desaparece, debido a que los protones pierden su coherencia de fase, para dar lugar nuevamente a la magnetización longitudinal.

En las imágenes vemos como los protones pierden la coherencia de fase lo cual tendrá como consecuencia la disminución de la magnetización transversal.

En la figura a vemos tres protones que están casi en fase, pero se despliegan rápidamente al tener diferentes frecuencias de precisión (b y c). La pérdida de la coherencia de fase da lugar a una disminución de la magnetización transversal y a una pérdida de la señal.

Ahora hacemos algo nuevo: después de un cierto tiempo, que llamaremos TE/2, la mitad de un TE (tiempo de eco), enviamos un pulso de 180º.

El pulso de 180° de grados actúa como una pared de goma, hace que los protones vuelvan en dirección contraria, es decir, precesando exactamente en dirección opuesta, lo cual en la imagen d es en el sentido de las agujas del reloj. El resultado es que los protones que precesaban más rápidamente se colocan ahora detrás de lo más lentos. Si nosotros esperamos otro tiempo TE/2 los más rápidos habrán alcanzado a lo más lentos como muestra la imagen f. En este momento los protones están casi en fase otra vez, dando por resultado una magnetización transversal mayor y por lo tanto una señal intensa otra vez. Un poco más tarde, sin embargo, los protones que precisan más rápido se despliegan y disminuye de nuevo la señal.

El pulso de 180° en nuestro ejemplo actúa como una pared contra la cual rebotan, al igual que una la montaña refleja las ondas sonoras como ecos. De aquí porque la señal resultante se llama también un eco o spin eco.
Después que tenemos nuestra señal, nuestro eco, los protones pierden otra vez la fase, los más rápido se colocan por delante, tal como hemos comentado ya. Podemos repetir el experimento con otro pulso 180°, y otro, y otro. Si llevamos a un gráfico de intensidad de la señal en función del tiempo obtendremos una curva como muestra la imagen, por esta curva podemos ver que la spin eco, la señal resultante, disminuye con el tiempo. Responsable de esto es el hecho de que el pulso 180° solamente neutralizar los efectos que influyen en los protones de una manera constante, y éstos son las inhomogeneidades constante del campo magnético externo. Las inhomogeneidades inconstantes del campo magnético locales del interior de los tejidos no pueden evitarse y estas pueden influir en algunos protones de una manera diferente antes del pulso de 180° que después del pulso.
Por lo que, aunque algunos de los protones puedan estar todavía por detrás o por delante de la mayoría de los protones, alcanzarán la línea de partida al mismo tiempo. Por ello, de eco a eco la intensidad de señal va disminuyendo debido lo que llamamos efectos T2.

Si no utilizamos el pulso de 180° para neutralizar las inhomogeneidades constantes externas, los protones experimentarán grandes diferencias en intensidad del campo magnético cuando se interrumpe el pulso de radiofrecuencia. Debido a esto, se les pasarán más rápidamente y el tiempo de relajación transversal será más corto. A este tiempo de relajación transversal más corto se lo llama T2 asterisco para diferenciarlo del T2 después del pulso de 180°.

Los efectos correspondientes y se llaman efectos T2 asterisco. Estos efectos son importantes en las llamadas secuencias rápidas de imagen.

En la siguiente figura vemos representadas las curvas T2 del cerebro, T2 corto y del LCR, T2 largo.

Ambas curvas comienzan a 0, que es el tiempo inmediatamente después de interrumpir el pulso de 90°. Cuando esperamos un cierto tiempo TE/2 para enviar el pulso de 180°, la magnetización transversal se hace más pequeña. Después de esperar otro tiempo TE/2, que es el TE después de interrumpir el pulso 90° recibiremos una señal, el spin eco. La intensidad de este eco viene dada por la curva T2 en el tiempo TE. Este tiempo TE entre el pulso 90° y el spin eco se llama tiempo de eco.

El tiempo TE puede elegirse por el operador. Como podemos observar por las curvas T2 el TE influye en la señal resultante, y de aquí que también en la imagen.

Cuanto más corto sea el tiempo TE más fuerte será la señal que obtengamos de un tejido.

Parece razonable que para tener la mejor señal, la más intensa, haya que utilizar un TE corto, porque con TE largos disminuye la intensidad de la señal. Sin embargo, con los TE cortos tendremos un problema, como muestra la imagen, en este ejemplo, ambas curvas T2 empiezan en el mismo punto. Si solamente esperamos un TE corto, la diferencia en intensidad de señal entre el cerebro y el LCR es muy pequeña y ambos tejidos serían difíciles de distinguir ya que no existe contraste entre ellos (que es la diferencia en intensidad de señal de los tejidos) como consecuencia: con un TE corto las diferencias en el T2 no influirán mucho en el contraste entre tejidos. Las diferencias en las curvas T2 se consiguen con un TE más largo y de aquí que la diferencia en la intensidad de la señal (contraste) sean más importantes.

Por lo tanto para obtener un imagen potenciada en T2 es más razonable esperar un TE largo. Pero si esperamos mucho, la intensidad total de la señal se hará cada vez más pequeña.

Cuando la relación señal/ruido se hace más pequeña, la imagen aparece con grano.

Siempre haya algo de ruido en el sistema, pero cuando la señal es fuerte, no importa mucho. Sin embargo, cuanto más pequeña es la señal, más difícil es diferenciar la del ruido de fondo.

Secuencia spin eco

En nuestros ejemplos el tipo de secuencia de pulsos que utilizamos se llama secuencia de spin eco. Esta secuencia de pulsos es muy importante en imagen por RM ya que es el caballo de batalla de la secuencias de pulso, la cual puede utilizarse para muchas cosas. Es importante darse cuenta que con una secuencia spin eco podemos obtener secuencia potenciada en T2, T1 y en densidad protónica.

La secuencia spin eco puede ilustrarse como muestra la imagen:

Un pulso de 90º

Esperamos un TE/2.

Aplicamos un pulso de 180º

Esperamos otro tiempo TE/2 (por lo que tenemos un TE completo).

Registro de la señal.

Por ciertas razones diferentes, esta secuencia de pulsos se repite dos o más veces. El tiempo para repetir la secuencia del pulso era el TR o tiempo de repetición. Este tiempo de repetición se cuenta desde el comienzo de un pulso 90° hasta el siguiente pulso de 90°. Por lo que después de un TR sigue otro ciclo de pulsos y medida de la señal
Para figurarse cuanta señal se obtiene en un determinado tejido con ciertos parámetros de una secuencia spin eco, no tiene más que combinar sus curvas de T1 y T2 como muestra la imagen

El TR es el parámetro que determina la cantidad de magnetización longitudinal. Para ver cuánta magnetización longitudinal sea inclinada 90° lateralmente (y poder conocer con cuánta magnetización transversal empezábamos) sólo necesitamos mirar la intensidad de la magnetización longitudinal en el tiempo TR.

La magnetización longitudinal en ese punto inclinada en el plano transverso es el punto de partida a partir del cual decae la magnetización transversal. Justo en este punto la añadimos la curva T2. La cantidad de señal que obtenemos en una secuencia de spin eco para construir la imagen también depende del TE, el tiempo que esperamos después del pulso 90°. Por eso ahora solamente tenemos que mirar la intensidad de señal en el tiempo TE de la curva T2

Imagen potenciada en densidad protónica (TR largo – TE corto)

La imagen muestra la representación de las curvas T1 y T2 de dos tejidos diferentes.

Recordemos que cuando enviábamos un pulso 90° seguido por otro pulso 90° después del tiempo TR el pulso de 90° inclina la magnetización longitudinal existente a un plano transversal, dando lugar a la magnetización transversal. Cuanta más magnetización longitudinal tengamos, más fuerte será la magnetización transversal inicial después del pulso 90°. Tal como hemos leído anteriormente, con un TR muy largo, todos los tejidos habrán recuperado su magnetización longitudinal totalmente; las diferencias en el T1 de los tejidos examinados no influirán en la señal, puesto que ha pasado el tiempo suficiente para permitir relajarse totalmente a todos los tejidos en un T1 largo.

Cuando elegimos un TR largo, tal como dijimos, las diferencias en el T1 no importan. Cuando usamos también un TE corto las diferencias en la intensidad de la señal debidas a la diferencias en el T2 no han tenido todavía tiempo suficiente para manifestarse.

La señal que obtenemos, por tanto, no es ni en T1 ni en T2, sino principalmente, influida por las diferencias en protones o densidad spin. Cuanto más protones más señal.

Imagen potenciada en T2 (TR largo – TE largo)

Con un TR largo no hay diferencias prevalentes en el T1. Con él TE largo, sin embargo, las diferencias en el T2 se hacen más pronunciadas, como muestra la figura. Por lo que resulta una imagen potenciada en T2.

Imagen potenciada en T1 (TR corto – TE corto)

Con un TR corto, los tejidos no han recuperado su magnetización longitudinal, por lo que la diferencias en el T1 (que determinan la rapidez de recuperación de la magnetización longitudinal) se mostrarán en forma de diferencias en intensidades de señal como muestra la imagen.

Cuando el TE es corto, las diferencias en el T2 no pueden realmente manifestarse ellas mismas, por lo que la imagen resultante está potenciada en T1.

Hay un límite mínimo para el TE porque tarda algún tiempo en enviarse el pulso de 180° y en hacer sus efectos.

Si utilizamos un TR muy corto y un TE muy largo, situación teórica, la señal resultante sería tan pequeña o de tan poca intensidad que no podría ser utilizada para crear un imagen razonable porque con un TR muy corto habría solamente muy poca magnetización longitudinal para ser inclinada y con un TE muy largo permitiríamos que la señal de magnetización transversal resultante desaparezcan en toda su extensión.

Sugerencias prácticas para la interpretación de la imagen T1 – T2 y DP

Como regla general, si de líquido blanco, por ejemplo, LCR se trata de un imagen potenciada en T2.

Si el líquido se ve oscuro, se trata de una imagen potenciada en T1 o en densidad protónica.

Si el líquido se ve oscuro, aunque es intensidad de señal es ligeramente mayor que la imagen potenciada en T1 esta es un imagen potenciada en densidad protónica.

Por ejemplo la imagen axial de densidad protónica, debido a que la sustancia gris tiene un mayor contenido de agua, ya que contiene más protones, la intensidad de señal es mayor era la sustancia blanca

Éstas son solamente reglas generales. Realmente, para asegurarse, tendrá que mirar dos imágenes tomadas con diferentes parámetros imagen. ¿Por qué?

En la siguiente imagen se observa que en este ejemplo las curvas de T2 empiezan a diferentes alturas y se cruzan entre sí (no tienen por qué ir paralelas, aunque al principio, y por razones didácticas, se hallan representados así). El hecho de que las curvas se interceptan es muy importante:

Con un TE antes el punto de cruce (TE1) el tejido A tendrá una intensidad de señal mayor.

Con un TE justo a nivel del punto de cruce (TEc) no podemos distinguir los tejidos, ya que tienen la misma intensidad de señal.

De aquí que usted pueda tener la mala suerte de elegir una secuencia de pulsos cuyos parámetros de imagen no le permitan la diferenciación de los tejidos (esta es la razón por la que realizamos los estudios diferentes potenciados en T1 y T2).

Con un TE más allá del punto de cruce (TE2) el tejido A tendrá una señal más baja que el tejido B.

Antes del punto de cruce (lo cual, normalmente, no sabemos cuando miramos un imagen) las intensidades relativas de la señal están gobernadas todavía por las diferencias en el T1. Los tejidos con el T1 más corto (o con mayor densidad protónica si tenemos un TR largo) tienen todavía la mayor intensidad de señal. Solamente con TE largos se potencia el T2

Secuencia de saturación parcial/saturación recuperación

Estas secuencias solo utilizan pulsos de 90º.

Consiste en dos pulsos de 90º. La diferencia está en el intervalo de tiempo entre los pulsos, o sea el TR.

Si utilizamos un TR largo entre los pulsos, la magnetización longitudinal de habrá recuperado. Con un TR largo, en la secuencias de saturación recuperación, los protones se han relajado, se han saturado y no habrá diferencias en T1. Por lo tanto la imagen será potenciada en densidad protónica.

Si por el contrario utilizamos un TR corto, en la saturación parcial, los protones no se han relajado y las diferencias entre los tejidos se deberá a las diferencias en el T1 y obtendremos imágenes potenciadas en T1.

Secuencia saturación inversión – recuperación.

Esta secuencia utiliza primero un pulso de 180º, seguido de un pulso de 90º.

El pulso de 180º coloca la magnetización longitudinal en la dirección opuesta.

Si observamos dos tejidos con T1 diferentes, si una vez dado el pulso de 180º no hacemos mas nada, los tejidos recuperarán la magnetización longitudinal, primero el tejido B, ya que tiene un T1 mas corto y luego el tejido A. No obstante para poder obtener información necesitamos una magnetización transversal y para esto utilizamos el pulso de 90º.

La señal que obtenemos depende del tiempo entre el pulso de 180º y el de 90º, es decir, el tiempo de inversión TI

El TR es el tiempo entre las secuencias. La intensidad de la señal en una imagen de inversión-recuperación depende del T1, que determina la velocidad con la que vuelve la magnetización longitudinal a su valor original.

Por esto obtenemos una imagen potenciada en T1 que incluso esta más potenciada que con las imágenes de saturación- recuperaron parcial.
Secuencias rápidas
Estas secuencias tienen nombres como FLASH (fase low angle shot) o GRASS (gradient recall acquisition at steady state) y son cada vez mas importantes aunque un poco mas complicadas de entender.
Básicamente el TR es el parámetro que consume mas tiempo en una secuencia de imagen, entonces lograr reducir el TR parece lo mas lógico. Sin embargo al disminuir el TR surgen algunos problemas:
En la secuencia spin eco utilizamos el pulso de 180 º para refocusar los espines desfasados. No podemos sutilizar este pulso si utilizamos un un TR corto ya que se requiere cierto tiempo para desarrollar un pulso de 180º y con un TR no habría tiempo entre dos pulsos de 180º
Al disminuir el TR la recuperación de la magnetización longitudinal será cada vez menor entre pulsos por lo que hay poca magnetización longitudinal para inclinarse en el siguiente pulso, produciendo muy poca señal.
Para solucionar esto:
Utilizamos una manera diferente de refocusar los spines desfasados, en lugar de un pulso de 180º se utiliza un gradiente de campo magnético. Esto significa que se añade o superpone un campo magnético diferente sobre el campo magnético existente.
El gradiente de campo se conecta durante un tiempo corto. Esto da lugar a una mayor inhomogeneidad del campo magnético en el corte seleccionado. Debido a estas inhomogeneidades la magnetización transversal y por lo tanto la señal desaparece rápidamente, los spines se desfasan más deprisa. Luego interrumpimos el gradiente magnético y después de un tiempo corto se envía otra vez con la misma intensidad pero en dirección opuesta. Esto da lugar a que la señal aumente otra vez hasta un cierto máximo, que se llama eco de gradiente (gradiente de eco).
Respecto a la pequeña cantidad de magnetización longitudinal que existe en un TR corto también se puede solucionar utilizando un ángulo o flip angles más pequeño, en lugar de utilizar un ángulo de 90º se utilizan ángulos más pequeños, de ente 10 y 35º.
Con esto ángulos mas pequeños la magnetización longitudinal no desaparece por completo, siempre hay una pequeña cantidad de magnetización longitudinal para poder ser inclinada por el siguiente pulso, esto hace que exista señal razonable a pesar de tener un TR corto.


Selección de corte y grosor de corte:
Cuando colocamos a un paciente en la máquina de resonancia magnética, el mismo se encuentra en un campo magnético bastante homogéneo. Por eso todos los protones del cuerpo tienen la misma frecuencia de larmor y serán excitados por el mismo pulso de radiofrecuencia.
Para examinar solamente un corte específico, se superpone un segundo campo magnético al campo magnético externo, que tiene intensidades diferentes en diversas localizaciones. El campo magnético, por tanto, es más fuerte o más débil en unos lugares que en otros. Este campo adicional se llama gradiente de campo y está producido por las llamadas bovinas de gradiente.
En la siguiente imagen podemos observar que la fuerza del campo magnético aumenta en las diferentes secciones transversales, desde los pies hasta la cabeza. Por consecuencia, los protones en los cortes diferentes experimentan diferentes campos magnéticos y tienen frecuencias de precesión diferente. Por ello, los pulsos de radiofrecuencia que alteran los protones de los diferentes cortes tienen también frecuencias diferentes.
Como los gradientes de campo pueden superponerse en cualquier dirección, es posible definir no solamente los cortes transversales, sino toda clase de plano de imagen diferente sin mover al paciente. El gradiente de campo que nos permite examinar un corte específico se llama también gradiente de selección de corte.
La imagen nos muestra que la intensidad del campo magnético resultante aumenta de 1,4 Tesla en los pies a 1,6 Tesla en la cabeza. Como las intensidades del campo magnético y la frecuencia de precesión/resonancia están directamente relacionadas (ecuación de Larmor), la frecuencia de resonancia en los pies es aproximadamente de 60 MHz, mientras que a la altura de la cabeza es de 68 MHz en nuestro ejemplo. Seleccionando un pulso de radiofrecuencia de una cierta frecuencia determinamos la localización del corte que examinamos.

Podemos seleccionar un grosor de corte diferente de dos maneras:
Enviamos, en lugar de un pulso de radiofrecuencia específica (lo cual no se hace en la práctica), uno que tiene un rango amplio de frecuencia; cuanto más amplio sea el rango de frecuencia, más grueso será el corte en el que serán excitados los protones, como muestra la imagen “a”. Si utilizamos un pulso de radiofrecuencia, con frecuencia que van desde 64 a 65 MHz y, obtendremos un grosor de “corte 1”. Sin embargo, si sólo utilizamos frecuencia de 64 a 64,5 MHz, los protones resonarán en un corte más pequeño (corte 2).
Si utilizamos el mismo rango de frecuencias de radio, es decir la misma anchura de banda, el grosor de corte puede modificarse por la pendiente del gradiente de campo, como se ilustra en la imagen “c”.
Si tenemos un gradiente de campo muy marcado, es decir, con una mayor diferencia en la intensidad del campo en una distancia específica, la frecuencia de precesión también varían el mayor grado

En las imágenes “a” y “c” se utiliza un pulso de radiofrecuencia de la misma anchura de banda, con frecuencia de entre 64 y 65 MHz, pero el grosor de corte en “c”, al tener una mayor diferencia de gradiente de campo, es más fino que en “a”.

Origen de la señal:

Ya hemos seleccionado la posición y el grosor de nuestro corte, ahora queremos saber de qué punto de nuestro corte viene una determinada señal, alguna información que nos permita construir la imagen. El truco es similar al gradiente de selección de corte, que se crea solamente durante la aplicación del pulso de radiofrecuencia.

Después de enviar el pulso de radiofrecuencia, aplicamos otro gradiente de campo. La siguiente imagen nos muestra la situación de los protones en el corte seleccionado, precesando todos con la misma frecuencia. Aplicamos ahora otro gradiente de campo, que en nuestro ejemplo disminuye de izquierda a derecha.

La precesión de los protones, por tanto, también disminuirá de izquierda a derecha (en nuestro ejemplo la frecuencia de precesión son de 65, 64 y 63 MHz, respectivamente).

El resultado es que los protones de las diferentes columnas emiten sus señales con estas frecuencias diferentes. El gradiente aplicado se llama también gradiente de codificación de frecuencias (frecuency encode). Sin embargo todos los protones de una columna emitirán sus señales con la misma frecuencia.

Como esa información espacial no es suficiente, tenemos que hacer algo más. Si miramos la imagen donde tenemos los protones de una columna de 65 MHz, los protones están en fase después del pulso de radiofrecuencia que lo ha agrupado. Ahora aplicamos un gradiente magnético a lo largo de la columna durante un tiempo corto. Esto hace que los protones aceleren su precesión de acuerdo con la intensidad del campo magnético al que estén expuestos. En la imagen b el aumento en velocidad en la columna es menor de arriba a abajo. Cuando este breve gradiente se interrumpe, todos los protones de la columna experimentan el mismo campo magnético otra vez y tendrán la misma frecuencia de precesión. Sin embargo, hay una diferencia importante. Antes los protones y sus señales estaban en fase. Ahora los protones y sus señales tienen todavía la misma frecuencia pero han perdido la fase.

Como el gradiente que hemos utilizado hace que los protones precesen en fases diferentes, se llama gradiente de codificación de fase (phase encode).

El resultado final de pueda haber aplicado todos estos gradiente es una mezcla de diferentes señales.

Éstas tienen diferente frecuencia, y señales con la misma frecuencia tienen diferentes fases, de acuerdo con su localización. Por medio de procedimiento llamado transformada de Fourier un ordenador puede analizar cuánta señal de una frecuencia y fase específica están llegando. Como estas señales pueden asignarse a una cierta localización de corte podemos reconstruir la imagen.

Codificación espacial: Es importante destacar que este proceso se repite una vez por cada valor de codificación de fase. Si tenemos un espacio K con una matriz de 256 x 256, tendremos que repetir estos pasos 256 veces, uno por cada línea de codificación de fase.

El resultado de la codificación espacial es el llenado del espacio K. Cada línea de este espacio representa una única combinación de fase y frecuencia.

El espacio K guarda todos los datos que son utilizados para la reconstrucción de la imagen.

Las líneas centrales del espacio K tienen alto impacto en el contraste de la imagen.

Tiempo de adquisición de imagen:

En las secuencias de pulsos normales, el tiempo de adquisición de imagen de RM puede calcularse de la siguiente manera:

Ta = TR x N x Nex

Ta= tiempo de adquisición.

TR= tiempo de repetición.

N= numero de hileras de una matriz.

Nex= numero de repeticiones.

Nex: por algunas razones es necesario utilizar no solamente una medida de la señal, sino repetir la medida varias veces.

Como la señal de RM que viene del paciente es un muy débil, se mejora acumulando las señales de varias medidas, tomando varios promedios (averages) para conseguir una mejor calidad de imagen. Realmente lo que se obtiene es un imagen con una mejor relación señal/ruido.

El tiempo de imagen aumentar con cada medida adicional.

N: como sabemos, la imagen está formada por elementos, píxeles, que juntos forman una matriz de imagen, por ejemplo, una matriz de 14 × 14 tiene 14 hileras de 14 pixeles.

En la ecuación, N es el número de hileras de una matriz, cuando más hileras se tenga más tiempo tardaremos en obtener la imagen. Sin embargo, se tiene más contenido y más detalle en la imagen cuando se trabaja con más hileras.

Con cada repetición se llena una hilera, mientras mas hileras, mas repeticiones y por consiguiente mayor “ta”.

TR: si se elige un TR largo para repetir las secuencias de pulsos y realizar medidas adicionales de la señal, el tiempo de adquisición imágenes es más largo que si utilizamos un TR corto, sin embargo hay un truco que permita acortar el tiempo de imagen.

Mientras estamos esperando para repetir nuestra secuencia de imágenes de un corte, es decir, mientras esperamos que transcurra el TR en un corte “a”, podemos hacer medidas en uno o más cortes diferentes (cortes b, c y d). Cuanto más largo es el TR, más cortes podemos excitar en el mismo tiempo. Por eso, añadiendo un pequeño tiempo extra, examinaremos varios cortes en lugar de uno y el tiempo de imagen por cortes disminuirá sustancialmente. Realizamos lo que se llama una imagen multicorte.

Otra forma posible de reducir el TR y, por tanto, el tiempo de imagen es el uso de un medio de contraste. Como sabemos, el gadolinio acorta el T1, y cuando el T1 es más corto, puede acortarse también el TR sin pérdida de la intensidad de la señal del tejido en cuestión.

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.