LA TOMOGRAFA HELICOIDAL MULTICORTE EN NEURORRADIOLOGA: ASPECTOS TCNICOS

LA TOMOGRAFA HELICOIDAL MULTICORTE EN NEURORRADIOLOGA: ASPECTOS TCNICOS

OBJETIVOS DOCENTES REVISIN DEL TEMA CONCLUSIONES

OBJETIVOS DOCENTES

Introduccin de los principios tcnicos de la Tomografa Helicoidal Multicorte (TCHMC): parmetros bsicos (mAs, kV, matriz, pitch), colimacin del haz y del corte, configuracin de los detectores Utilidad y limitaciones de las reconstrucciones 2D y 3D: MPR, MIP, VR, SSD Anlisis de los parmetros de imagen y reconstrucciones apropiados en estudios especficos de neurorradiologa: TC craneal, rbitas o peascos; angio-TC de cartidas, polgono de Willis o sistema venoso cerebral Descripcin de los principios y aspectos tcnicos de la perfusin cerebral

REVISIN DEL TEMAPRINCIPIOS TCNICOSINTRODUCCIN

La tomografa computarizada (TC) es una tcnica tomogrfica digital que utiliza rayos X. En los equipos de TC, el tubo emisor emite un haz de rayos colimado (con una determinada anchura), que gira alrededor del eje longitudinal del paciente (eje Z). En el lado opuesto, girando sincrnicamente con el tubo, se dispone un arco de detectores que mide la atenuacin de los rayos X. Durante el giro se efectan mltiples medidas de la transmisin de los rayos (vistas o perfiles). El corte obtenido se reconstruye sobre una matriz, y la tonalidad de gris de cada pxel representa el grado de atenuacin de ese punto en el corte

PRINCIPIOS TCNICOS

En los equipos de TC de tercera generacin (en los cuales se basan todos los equipos helicoidales actuales) el tubo emite un haz de Rx en forma de abanico que cubre todo el plano axial del paciente, es decir, todo el campo de medicin (field of view, FOV), e incide sobre un arco de detectores. El conjunto tubo-detectores gira sincrnicamente alrededor de un eje que, de manera ideal, debe coincidir con el eje longitudinal del paciente (eje Z)

Eje Z

PRINCIPIOS TCNICOS

Los primeros tomgrafos de tercera generacin (secuenciales) efectuaban un giro completo (360) alrededor del paciente con una posicin concreta de la mesa, adquiriendo mltiples proyecciones angulares del corte seleccionado. Para efectuar el siguiente corte, la mesa avanzaba y el proceso se repeta En los ms modernos equipos de TC de tercera generacin (helicoidales) el conjunto tuboarco de detectores gira mientras avanza la mesa del paciente. Esto da lugar a una adquisicin en forma de hlice

PRINCIPIOS TCNICOS

Los tomgrafos helicoidales multicorte se basan en los TC de tercera generacin, en los que existe un giro sincrnico de tubo y detectores mientras tiene lugar el avance de la mesa. Son tomgrafos helicoidales cuyo arco de detectores (tambin llamado bandeja o array) consta de dos o ms filas. A medida que aumenta el nmero de filas de detectores del arco, es posible adquirir un mayor nmero de cortes aumentando al mismo tiempo la cobertura, es decir, el nmero de centmetros del paciente que se abarcan en cada giro del tubo (y por tanto el avance en cada giro)

PRINCIPIOS TCNICOS

La caracterstica fundamental del TCHMC que le diferencia de sus predecesores es la capacidad de adquirir ms de un corte simultneamente. Para que esa capacidad sea posible el sistema debe contar con ms de una fila de elementos detectores Es preferible utilizar la denominacin TC multicorte en lugar de TC multidetector ya que el nmero de filas de detectores suele ser mayor que el nmero de cortes que el equipo puede adquirir simultneamente El nmero mximo de cortes posibles viene determinado por el nmero de canales

PRINCIPIOS TCNICOSLas principales ventajas del TCHMC frente a los equipos monocorte se pueden resumir como sigue:

Mejora de la resolucin espacial en el eje largo del paciente (eje Z) Mejora de la resolucin temporal (disminucin significativa del tiempo empleado en adquirir los datos para formar una imagen en el estudio de una regin anatmica determinada) y disminucin del tiempo de exploracin Mayor cobertura: posibilidad de estudiar un mayor volumen del paciente en cada giro del conjunto tubo-detectores Mayor eficiencia: mejor uso de la energa proporcionada por el tubo de rayos X y prolongacin de la vida til de este ltimo

PRINCIPIOS TCNICOS

Bandeja o array de detectores

Bandeja de detectores simtricos en 16 filas con 4 canales

Perspectiva del arco giratorio

A la izquierda representamos un conjunto giratorio tubo de rayos X - arco de detectores visto desde la cabeza del paciente en el gantry Las otras dos figuras muestran el arco de detectores desde distintas perspectivas

PRINCIPIOS TCNICOS

Eje Z

Bandeja de detectores simtricos en 16 filas con 4 canales 4 cm

Para recordar el diseo y el tipo de detectores e ilustrar la cobertura de un TCHMC en cada giro vamos a representar un arco con 16 filas de detectores, todos del mismo tamao (arco de detectores simtricos). Debajo representamos una escala numrica de 4 cm, que utilizaremos en los ejemplos que describimos a continuacin

PRINCIPIOS TCNICOS

16 filas 4 canale s 4 cortes 16 x 1.25 mm 4 cm Todos los detectores tienen similar longitud en el eje Z (1.25 mm). Por ello, el arco de 16 filas no puede cubrir ms de 2 cm (16 x 1.25 mm) en el eje longitudinal del paciente en cada giro El equipo representado tiene 4 canales; por tanto no es capaz de adquirir ms de 4 cortes simultneos!!!

PRINCIPIOS TCNICOS

16 filas 4 canales 4 cortes x 1.25 mm Cobertura: 5 mm 4 cm5 mm

Al esquema anterior hemos aadido la colimacin del haz de rayos (en amarillo) y el nmero de detectores que cubre (entre ambas lneas rojas, 4 detectores). Tambin se representa en rojo, de manera esquemtica, el nmero de cortes (4) y su grosor (1.25 mm) En la escala centimtrica se indica la cobertura del paciente en el eje longitudinal (5 mm)

PRINCIPIOS TCNICOS

16 filas 4 canales 4 cortes x 2.50 mm Cobertura: 10 mm 4 cm10 mm

Si se disminuye la colimacin aumenta la anchura del haz de rayos, y podemos cubrir 8 detectores, por ejemplo, en lugar de 4. Como el equipo slo tiene cuatro canales, se combinan las filas de detectores de dos en dos de tal manera que se obtienen 4 cortes de 2.5 mm cada uno. As, conseguimos un aumento de la cobertura en el eje longitudinal (Z) del paciente, que alcanza los 10 cm

PRINCIPIOS TCNICOS

16 filas 4 canales 4 cortes x 3.75 mm Cobertura: 15 mm 4 cm15 mm

Si aumentamos ms la anchura del haz de rayos podemos cubrir 12 filas de detectores, que se combinan de 3 en 3. El resultado son 4 cortes de 3.75 mm y una cobertura de 15 mm en el eje Z del paciente

PRINCIPIOS TCNICOS

16 filas 4 canales 4 cortes x 5 mm Cobertura: 20 mm 4 cm20 mm

Con la mxima apertura del haz de rayos se cubren todas las filas del arco de detectores. Combinando estas filas de cuatro en cuatro se consiguen 4 cortes de 5 mm, para una cobertura mxima de 20 mm en el eje Z del paciente

PRINCIPIOS TCNICOSExisten equipos de TC con un diseo asimtrico de los detectores para minimizar el efecto sombra causado por la incidencia no ortogonal del haz sobre los tabiques que separan los detectores ms perifricos de la bandeja

Al igual que en los ejemplos anteriores es posible combinar las filas de detectores para variar el grosor de corte y la cobertura anatmica. Los cortes ms finos se obtienen colimando mucho el haz y cubriendo slo algunas filas de detectores. El nmero de cortes simultneos posibles viene igualmente determinado por el nmero de canales. Con menores colimaciones obtendremos cortes ms gruesos y una mayor cobertura anatmica en el eje Z, que no podr exceder en ningn caso la longitud de la bandeja de detectores

PRINCIPIOS TCNICOSConceptos bsicos

El tubo de rayos X consta bsicamente de dos electrodos (negativo -ctodo- y positivo -nodo) al vaco en el interior de una ampolla de vidrio entre los que se establece una diferencia de potencial mediante un generador Esa diferencia de potencial da lugar a una corriente de electrones desde el ctodo al nodo Los electrones chocan contra el nodo liberndose energa. El 99% de la energa resultante se convierte en calor y slo el 1% restante se convertir en rayos X (radiacin electromagntica ionizante) Ese 1% de energa convertida en rayos X forma el haz de rayos, compuesto de fotones, que es dirigido al paciente Parte de los fotones del haz de rayos sern absorbidos por el paciente. Los de mayor energa sobrepasarn el espesor del mismo y sufrirn distintos grados de atenuacin a lo largo de su trayecto en funcin de su energa La imagen radiolgica se forma con el haz de fotones transmitido por el paciente que alcanza el sistema de registro

PRINCIPIOS TCNICOSConceptos bsicos

Tensin Kilovoltaje (kV).- Expresa la diferencia de potencial aplicada entre el ctodo y el nodo para producir la corriente de electrones. Determina la velocidad de los mismos y por tanto la energa (calidad) del haz de rayos A mayor kilovoltaje:

Rayos X ms energticos y con menor longitud de onda Mayor poder de penetracin de los rayos X y menor dosis absorbida por el paciente Mayor radiacin dispersa y menor contraste en la imagen

Intensidad miliamperaje (mA).- Expresa la corriente del tubo, es decir, la cantidad de electrones. Determina la carga del haz de rayos (el nmero de fotones) A mayor miliamperaje:

Mayor nmero de fotones de baja energa y por tanto aumento de la dosis absorbida por el paciente Reduccin de la borrosidad por movimiento del paciente durante la exploracin Aumento de impactos en el nodo: mayor calentamiento del tubo

PRINCIPIOS TCNICOSPxel, vxel y matriz

En los estudios de TC obtenemos mltiples cortes de grosor variable para la valoracin de una regin anatmica determinada Una imagen de TC es la expresin bidimensional de los valores de atenuacin de una regin anatmica cuantificados en una escala de grises. Esos valores representan el coeficiente de atenuacin de cada elemento de volumen o vxel Vxel.- Representa un volumen igual a una pequea rea de la imagen multiplicada por el grosor del corte. La altura del vxel viene determinado por la anchura del haz de rayos (grosor del corte tomogrfico) Pxel.- Es la representacin grfica en una matriz plana de la informacin obtenida en un vxel. El tamao del pixel se relaciona con el tamao de la matriz segn la relacin: Tamao del pixel = campo de visin (FOV) / tamao de la matriz Matriz.- Es la representacin de todos los datos obtenidos en la realizacin del corte, es decir, un conjunto de pxeles dispuestos en filas y columnas en los ejes x e y

PRINCIPIOS TCNICOS

Pxel

Vxel Matriz

PRINCIPIOS TCNICOSColimacin del haz y grosor de corteColimador: barrera metlica con una apertura regulable en el centro que se utiliza para reducir el tamao del haz de rayos La colimacin del haz y el grosor de corte son los dos parmetros fundamentales de los que depende la cobertura en el eje Z Colimacin de corte: para escoger el grosor del corteColimacin del corte

Colimacin del haz

PRINCIPIOS TCNICOSPitch (paso de rosca o factor de paso, pitch de haz).

Es la relacin entre el avance de la mesa en el eje longitudinal por cada rotacin del conjunto tubo-detectores y la anchura del haz de rayos. Esta definicin es vlida tanto para los antiguos equipos monocorte como para los TCHMC. En los equipos de TC monocorte, capaces de realizar un solo corte por cada giro, la anchura del haz de rayos (colimacin del haz) coincide con el grosor de corte

Avance de la mesa por cada rotacin del gantry (mm) Pitch = Colimacin del haz (mm)

Informa acerca de la adquisicin de los datos:

Un pitch de 1 indica que no existen solapamientos ni huecos en la espira de adquisicin. Si el pitch es mayor de uno y se mantienen constantes el kV, el mA y la colimacin del haz, aumenta el avance de la mesa por lo que la espira de adquisicin se estira y aparecen huecos en la misma, disminuyendo la radiacin sobre el paciente. Un pitch menor de uno manteniendo constante el resto de parmetros implica solapamiento de la hlice, obtenindose una mejor relacin S/R a costa de un aumento de la dosis de radiacin del paciente.

PRINCIPIOS TCNICOSAlgoritmos de interpolacin

Dada la geometra de la adquisicin en los TC helicoidales, los datos obtenidos no pueden emplearse directamente para reconstruir imgenes transaxiales siendo necesario un clculo a partir de la espiral oblicua continua. Existen unos programas informticos (algoritmos de interpolacin) que permiten estimar un valor de atenuacin comprendido entre dos valores conocidos en el eje Z. Estos programas asumen una relacin lineal entre dos valores conocidos e interpolan datos separados bien por 360 (una revolucin completa del tubo) o bien por 180 (media revolucin) El resultado de la interpolacin es una imagen transversal prcticamente idntica a la del TC secuencial convencional La interpolacin de 180 aporta una mejor resolucin en el eje Z con respecto a la de 360 y permite reformateos coronales y sagitales de mejor calidad A diferencia de los TCH monocortes, los TCHMC disponen de un algoritmo de reconstruccin que utiliza mltiples puntos (por lo que las imgenes y los reformateos son ms fidedignos) denominado Zfiltering

ESTUDIOS DE TC EN EL CRNEOObjetivos Aumentar la resolucin de contraste

Diferenciacin entre la seal de las sustancias gris y blanca

No son prioridad: Resolucin espacial Velocidad

Rango pequeo a valorar en el eje Z Generalmente no son necesarias reconstrucciones 2D 3D

Volumen isotrpico

En este ejemplo se identifica un infarto agudo en el territorio profundo de la ACM derecha como un borramiento del ncleo lenticular. Es crucial un estudio con una adecuada resolucin de

PARMETROS EN TC DE CRNEOPara aumentar la resolucin en contraste . - Aumentar el mAs Inconvenientes - Mayor dosis recibida por elpaciente - Incremento del calentamiento del tubo

PARMETROS EN TC DE CRNEOPara aumentar la resolucin en contraste .grosor de -Aumentar elcorte

PARMETROS EN TC DE CRNEOPara aumentar la resolucin en contraste .grosor de -Aumentar el Inconvenient es -Menor resolucin espacial-Aumento

corte

del volumen

parcial

PARMETROS EN TC DE CRNEOPara aumentar la resolucin en contraste .tiempo de -Aumentar elrotacin

PARMETROS EN TC DE CRNEOPara aumentar la resolucin en contraste .tiempo de -Aumentar elrotacin

Inconvenient es-Ms y ms importantes artefactos por movimientos

PARMETROS EN TC DE CRNEOPara aumentar la resolucin en contraste . -Reducir la matriz

PARMETROS EN TC DE CRNEOPara aumentar la resolucin en contraste . -Reducir la matriz Inconvenient es -Menor resolucinespacial

MODO HELICOIDAL EN EL ESTUDIO DE CRNEO?1. No es necesaria la mayor velocidad de rotacin del tubo del modo helicoidal: el mA/s contraste el ruido la resolucin en

OFRECE VENTAJAS EL TCHMC EN

1. No suele ser til el aumento de la resolucinespacial en el eje z: No se realizan habitualmente reconstrucciones 3D 2D 1. La resolucin en contraste es discretamente menor en el TCHMC en modo helicoidal:

VELOCIDAD DE ROTACIN DEL TUBO

En ambas imgenes los parmetros son idnticos (kV, ancho de ventana, mA y grosor de corte) excepto el tiempo de rotacin del tubo de rayos X, que est disminuido en el caso de la derecha debido a que la adquisicin ha sido helicoidal. Por tanto, existe un mayor ruido en la imagen (al ser inferior el mA/s) con respecto a la izquierda, obtenida en modo

TCHMC MODO HELICOIDAL VS SECUENCIAL

Sin embargo, si procuramos que todos los parmetros de la adquisicin sean idnticos las imgenes obtenidas presentan una calidad similar. En este caso, la adquisicin de la imagen de la izquierda ha sido helicoidal mientras que la de la derecha fue secuencial.

ANGIOGRAFA TCHMC (ATC) EN NEURORRADIOLOGA

OBJETIVOS

SOLUCIONES DEL TCHMC

Gran velocidad

Separacin de fase arterial y venosa Menor dosis de contraste En los ejes X-Y-Z

Alta resolucin espacial

Vxel isotrpico

Reconstrucciones

Mayor velocidad de rotacin del tubo Sistemas de deteccin automtica del bolo Mayor cobertura en el eje Z por rotacin Posibilidad de reconstruir cortes finos Filtrado Z que mejora el perfil de corte en funcin del pitch Colimacin del haz subcentimtrica

ANGIOGRAFA TCHMC EN CARTIDAS

En el estudio de angioTC para valoracin de troncos supraarticos, la adquisicin debe ser en modo helicoidal. Debido a la cobertura necesaria en el eje Z y que, en general, se valoran vasos de gran tamao, el pitch utilizado suele ser mayor de la unidad.

ANGIOGRAFA TCHMC EN POLGONO DE WILLIS

Sin embargo, en el caso del polgono de Willis la cobertura en el eje Z es menor y se necesita una mayor resolucin espacial, al valorarse estructuras vasculares ms pequeas Por ello el pitch empleado es menor de 1

Es importante recordar que tambin deben considerarse otros parmetros de la imagen en los estudios angioTC. As pues, el tamao del canal utilizado condiciona el lmite de resolucin de la estructuras vasculares que vamos a identificar. En la imagen de la izquierda podemos observar vasos de menor tamao que en la derecha al haber empleado un canal de 0,5 mm frente a 1,0 mm

VALORACIN DE LAS ESTENOSIS CAROTDEAS POR ATCDEBE SER EL PRIMER MTODO DE EVALUACIN NO HAY PRDIDAS DE INFORMACIN (AL CONTRARIO QUE CON LOS MTODOS DE POSTPROCESO) TIL PARA COMPROBAR LOS HALLAZGOS DE LAS RECONSTRUCCIONES 2D 3D LA VALORACIN PUEDE SER DIFCIL SI EL VASO ES TORTUOSO ES LA TCNICA DE RECONSTRUCCIN MS IMPORTANTE EN ESTENOSIS

IMGENES AXIALES FUENTE

MPR CURVO

FUNDAMENTAL EN VASOS TORTUOSOS PERMITE VALORAR TANTO LA LUZ DEL VASO COMO SU PARED

VALORACIN DE LAS ESTENOSIS CAROTDEAS POR ATCPROPORCIONA IMGENES SIMILARES ANGIOGRAFA CONVENCIONAL A LA

MIP

NO PERMITE VALORAR VASOS SI HAY SUPERPOSICIN CON ESTRUCTURAS DE MAYORES VALORES DE ATENUACIN QUE EL CONTRASTE (CALCIO Y HUESO) PROBLEMAS EN LA VALORACIN DE CALCIFICACIONES EN ANILLO PERMITE VALORAR TANTO LA MORFOLOGA DEL VASO COMO LAS RELACIONES ANATMICAS DEL MISMO

VR 3D

NO ES UN MTODO ADECUADO PARA VALORAR LA LUZ DEL VASO EN EL CASO DE CALCIFICACIONES DEBE UTILIZARSE UNA OPACIDAD ADECUADA PARA EVITAR INTEGRAR EL CALCIO CON EL CONTRASTE DE LA LUZ VASCULAR

VOI = 0,5 mm

VOI = 14,5 mm

Si valoramos una estenosis carotdea calcificada, el grosor del volumen de inters (VOI) debe ser el menor posible para evitar la superposicin de la densidad del calcio con el contraste intravascular que

VOI = 0,5 mm

VOI = 10 mm

VOI = 0,5

VOI = 5,5

Las reconstruccione s MPR de los estudios de AngioTC deben ser curvas y adaptarse al eje longitudinal del vaso. En este caso las reconstruccione s en los planos sagital y coronal estrictos (ortogonales al plano axial

MPR CORONAL MPR SAGITAL

ATC DE LOS ANEURISMAS INTRACRANEALES

La sensibilidad del ATC en la deteccin de los aneurismas cerebrales es del 85-95%

96% para aneurismas de >3 mm 61% para aneurismas de 40- 60%) < 1,5- 2,5 mL/100g (