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Timestamp: 2016-12-05 14:32:27+00:00

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Principios técnicos de la tomografía axial computarizada: Capítulo 2. Términos y definiciones en tomografía axial computarizada: Términos y definiciones en tomografía axial computarizada
Capítulo 2. Términos y definiciones en tomografía axial computarizada
Términos y definiciones en tomografía axial computarizada
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La revolución científico-técnica ha influido sobre el desarrollo de las ciencias médicas en general, representando una posibilidad extraordinaria de progreso en muchas ramas de esta ciencia, especialmente en el campo de la imagenología.
La tomografía axial computarizada ha evolucionado a la par de la ingeniería médica y la informática, contando desde sus inicios con un vocabulario técnico muy amplio que ha ido acrecentándose en la misma medida en que han evolucionado las generaciones de TAC estudiadas en el capítulo anterior.
En este se presenta un glosario de términos y definiciones que conforman los conceptos básicos de utilidad para el manejo de este equipamiento de alta tecnología, siendo necesario su conocimiento para el licenciado u operador de TAC. No se ofrece una lista exhaustiva cuya elaboración sería demasiado compleja, sino que se dan a conocer los tecnicismos más comúnmente utilizados. Es conveniente recordar que todas estas palabras provienen del idioma inglés y la mayoría no tienen aun una traducción al idioma español.
Píxel. Unidad de superficie de la imagen. Es la abreviatura fonética del concepto inglés picture element. Es la unidad de información más pequeña que puede procesar una computadora y posee una absorción característica. Se trata de un punto en una rejilla rectilínea de miles de puntos tratados individualmente, para formar una imagen en la pantalla de la computadora de la TAC (Fig. 2.1). Mientras mayor es la cantidad de píxeles, mayor será la resolución de la imagen. La palabra resolución se usa generalmente para indicar el número de píxeles mostrados horizontal o verticalmente en el monitor del equipo. Por ejemplo, una resolución de 512×1 024 significa una resolución horizontal de 512 píxeles y una resolución vertical de 1 024. Una imagen de la pantalla no es solamente una representación 2D de la anatomía, sino que contiene información sobre la atenuación media hística en una matriz. Es decir, una matriz de 1 024 x 1 024 tiene mayor resolución que una de 512 x 512 elementos (píxeles). Fig. 2.1. La cuadrícula sombreada representa un píxel.
Voxel. Unidad de volumen de la imagen. Es la unidad de volumen que representa el píxel en el monitor de la TAC (píxel por sección de corte) que es representada en la imagen plana por el píxel. Dentro de cada voxel se considera constante el coeficiente de atenuación del objeto. Un corte (scan) tiene un grosor definido y se compone de una matriz de unidades cúbicas o cuboideas (voxels) de idéntico tamaño. Este detalle técnico es la razón de los efectos de volumen parcial que se explican más adelante (Fig. 2.2).
Matriz. Es un espacio cuadriculado de filas y columnas que determinan cada uno de los píxeles donde son almacenados los coeficientes de atenuación en correspondencia con la posición de cada voxel (Fig. 2.3).
Alta resolución. Es el término aplicado a la imagen de alta calidad y está basada en el número de píxeles (puntos) que conforman la imagen. Mientras mayor sea la cantidad de píxeles que posea este espacio cuadriculado de filas y columnas que conforman la matriz, mayor resolución tendrá la imagen, es decir, mayor detalle.
Fig. 2.2. El área sombreada representa un voxel.
Fig. 2.3. La suma de todos los píxeles que conforman las líneas y las columnas, forman la matriz.
Monitor. Es el dispositivo en el que se muestran las imágenes generadas por la TAC. El término monitor se refiere normalmente a la pantalla de vídeo y su carcasa. La calidad del monitor se mide por su tamaño (especificado como la longitud de la diagonal de la pantalla, medida en pulgadas), el tamaño del punto, la frecuencia de barrido horizontal y la frecuencia de barrido vertical o frecuencia de refresco. Pantalla táctil. Es una pantalla diseñada para reconocer la situación de una presión en su superficie. Al tocar la pantalla, el operador de la TAC puede hacer una selección sin necesidad de la utilización del teclado o del mouse.
Unidades Hounsfield (UH). Los coeficientes de atenuación se han codificado en una escala (escala de unidades Hounsfield), donde las imágenes menos brillantes (hipodensas) tienen los valores más bajos y las más brillantes (hiperdensas) los valores más altos. Hounsfield le otorgó al agua el valor 0 UH (cero), a los valores extremos de densidad de tejido humano se les asignan valores que van desde -1 000 UH para el aire, hasta +1 000 UH para el hueso (estos valores pueden cambiar según el equipo) (Fig. 2.4). Esto explica el por qué aquellos objetos con densidad superior al hueso producen artefacto en la imagen.
El valor del agua es seguido, en orden ascendente por el del líquido cefalorraquídeo (LCR), la sustancia blanca, sustancia gris (10 a 40 UH), sangre líquida, sangre coagulada (40 a 100 UH) y hueso (muy por encima de 100 UH); mientras que el tejido adiposo tiene valores de atenuación entre -50 y -100 UH. Las imágenes en los equipos de TAC de última generación permiten una buena diferenciación de la sustancia blanca y gris, de los núcleos basales, así como vasos cerebrales mayores y del espacio subaracnoideo (con el uso de medios de contraste hidrosolubles por vía intravenosa o intratecal lumbar, respectivamente).
Fig. 2.4. La tabla de Hounsfield da un valor cero al agua, un valor máximo negativo al aire y un valor máximo positivo al hueso. Los coeficientes de atenuación µ dependen de la energía de la radiación utilizada.
Cada sistema de TAC trabaja con radiaciones de diferente energía. Para evitar que los coeficientes de atenuación de un objeto difiera de un equipo a otro, entonces los equipos calculan coeficientes de atenuación relativos. De este modo, se determina la diferencia entre los coeficientes de atenuación del objeto y el de un material de referencia. Como material de referencia se utiliza el agua, debido a que su atenuación es similar a los tejidos del cuerpo humano. Histograma. Es la presentación gráfica y numérica de frecuencia de valores de la escala de Hounsfield (UH) en una región previamente seleccionada. Artefactos. Distorsión de una imagen real que dificulta la visualización de las estructuras adyacentes producida por diferentes causas. Los artefactos son los peores enemigos del licenciado.
Dicho de otra forma, un artefacto es cualquier cosa que aparezca en la imagen reconstruida que no sea parte del objeto que ha sido escaneado (Fig. 2.5). También se caracterizan por una distorsión o un error en la imagen que no tiene ninguna relación con el objeto estudiado. Los artefactos pueden tener múltiples causas que, en general, se dividen en 2 grupos: los artefactos relativos a la exploración y los artefactos relativos al sistema.
Resulta muy importante reconocerlos, por lo que el primer paso sería repetir el estudio si aparece una estructura tomográfica dudosa. Se recomienda primero cambiar ligeramente la posición del paciente dentro del corte, ej. cambiando la posición vertical de la mesa en más de 5 mm.
Fig. 2.5. Artefacto en la imagen por prótesis dentaria.
Entre las causas que producen artefactos se pueden mencionar:
Artefactos por borrosidad cinética: movimiento voluntario o involuntario del paciente. Cuando el paciente se mueve durante el tiempo de disparo, entonces la anatomía que tenga bordes con alto contraste producirá en la imagen artefactos en forma de rayas. Estas rayas son producidas debido a que los algoritmos de reconstrucción no son capaces de manipular de forma apropiada la gran cantidad de cambios en la atenuación de los voxels en el borde de la anatomía. En los estudios de cuello, por ejemplo, la deglución altera la calidad del examen en mayor medida que la respiración. Los artefactos provocados por los latidos del corazón se pueden resolver en los equipos modernos mediante las funciones "disparo por ECG" y "sincronización ECG". Los movimientos peristálticos presentan más complicaciones.
Artefactos por presencia de cuerpos metálicos: los artefactos metálicos externos, como prótesis, dentaduras postizas, clavos, llaveros, cinturones, etc. se deben retirar antes de comenzar el estudio y son causados por un mal procedimiento en el algoritmo de trabajo del licenciado u operador del equipo durante la programación del estudio. Los artefactos metálicos internos, como pueden ser empastes dentales, prótesis y clips quirúrgicos que absorben los rayos X resultando en perfiles de proyecciones incompletas con pérdida extrema de datos que provoca la aparición de artefactos y dependiendo de la densidad y del tamaño, pueden provocar una absorción total de la radiación y producir como resultado las correspondientes rayas fuertes, negras o blancas, o artefactos en forma de estrella. Este tipo de artefactos puede ser reducidos en los equipos modernos utilizando algoritmos de interpolación, en los equipos convencionales o incluso en equipos helicoidales de primera generación (un corte) esta es una de sus limitaciones. Artefactos por endurecimiento del haz de rayos X (beam hardening): cuando los rayos X atraviesan el tejido, la energía media del espectro de radiación se desplaza hacia una energía más alta (la absorción de los rayos X de baja energía por el objeto que está siendo estudiado, lo que provoca un incremento en la energía media del haz de rayos X, o su endurecimiento) e induce a que cambien los valores de los números Hounsfield. Depende de la densidad del material y del grosor del tejido a través del que pasan los rayos X en las partes del cuerpo que presentan una densidad similar a la del agua se puede compensar, pero en aquellas áreas de densidad alta tales como la cadera, los hombros o la base del cráneo, se pueden ver como rayas hipodensas o áreas con densidad reducida en forma circular.
Artefactos por efecto del volumen parcial: los efectos de volumen parcial aparecen cuando las estructuras no ocupan todo el grosor de un corte, por ejemplo cuando una sección incluye parte de un cuerpo vertebral y parte de un disco, se producirá una mala definición de la anatomía. Esto ocurre igualmente si un órgano disminuye su tamaño dentro de un corte. También es la razón de la mala definición de los polos renales, de los límites de la vesícula o de la vejiga urinaria. Se evitan utilizando cortes más finos (Fig. 2.6).
Fig. 2.6. Ejemplificación de un artefacto por efecto de volumen parcial. La imagen representa un voxel, el eje X y el eje Y es el píxel y es la imagen que se va a mostrar en la computadora. El eje Z es el grosor del corte. El grosor del corte atraviesa 2 estructuras de diferente densidad (1) Grasa perirrenal: -90 UH, (2) Riñón: 30 UH. Entonces la imagen resultante será una media entre ambas densidades que aparece en nuestra pantalla (3) es de -60 UH y no coincide con la densidad renal.
Artefactos por excesiva angulación del gantry: se ha comprobado que una excesiva angulación del gantry provoca artefactos. Con la utilización de los modernos equipos helicoidales multicorte se ha hecho posible prescindir de esta excesiva angulación.
Artefactos por existencia de contraste: el contraste residual, ya sea en la mesa o en la parte interna del gantry, puede provocar artefactos en la imagen.
Artefactos causados al respirar durante la adquisición de la imagen: antes de comenzar la exploración hay que advertir al paciente que es necesaria una respiración controlada. En la TAC convencional se instruye al paciente para que respire antes de cada nueva adquisición de imagen y que luego contenga la respiración durante unos segundos. Con la técnica helicoidal, es necesario que no respire durante unos 20-30 segundos. Si el paciente no lo consigue, el movimiento diafragmático producirá borrosidad de la imagen con marcada disminución de su calidad.
Artefacto de anillos: es propio de los tomógrafos de tercera generación y de los equipos helicoidales en los que los detectores son parte de un arreglo que rota alrededor del paciente en una posición fija con respecto al tubo de rayos X. Durante la rotación del sistema tubo-detectores, los rayos medidos por cualquier detector formarán una tangente alrededor de un círculo. Estas desviaciones mínimas de los canales individuales del detector del nivel de calibración original pueden producir anillos o estructuras de artefactos anulares parciales en la imagen. Cuanto más cerca estén dichos canales del centro del detector, mayores serán estos efectos. En un caso extremo, pueden aparecer anillos concentrados como un punto borroso en el centro del campo de exploración (el centro del campo de exploración aparece en el centro de la imagen si los parámetros centro X y Y son ambos cero). Tales anillos se reconocen fácilmente, pero un punto borroso en el centro del campo de exploración puede conducir a un diagnóstico incorrecto.
Sistema sin calibrar: si al comenzar la jornada laboral no se ha realizado la calibración, pueden producirse desplazamientos en la escala de Hounsfield. Debemos tener presente que cuando se inicia o reinicia el sistema, el detector todavía no ha alcanzado la temperatura de funcionamiento. Esto puede producirse, por ejemplo, justo tras encender la unidad, durante el calentamiento hasta la temperatura de funcionamiento (calibración), o debido a un periodo prolongado de servicio del tubo de rayos X. Lo mismo se aplica a los defectos en el sistema de exploración. La comprobación diaria de calidad normalmente detecta y presenta tales discrepancias.
Artefactos técnicos del sistema por fallo de detectores: cuando se comprueba que la presencia de artefactos se debe a fallas de detectores, debemos solicitar el servicio técnico especializado.
MCA (Motion Artifact Correction Algorithm). Algoritmo de corrección de artefactos de movimiento: es una técnica especial de reconstrucción utilizada en el modo secuencial para reducir aún más los artefactos de movimiento.
Detector. Componentes del sistema de exploración (grupo de sensores) que mide la intensidad del haz de radiación X atenuada y la transforman en impulsos eléctricos (voltaje). Este voltaje es convertido en datos digitales (Raw Data).
Los datos obtenidos en el canal del detector son transmitidos, perfil a perfil, a la electrónica de este como señales eléctricas correspondientes a la atenuación real de los rayos X. Estas señales son digitalizadas y transmitidas al procesador de la imagen. En este punto, las imágenes son reconstruidas por medio del "principio de la tubería", que consiste en preprocesado, convolución y retroproyección (Fig. 2.7).
Fig. 2.7. Detectores.
Detector Array. Sistema de detectores para adquirir intensidades de radiación.
Para ser empleados en tomografía, los detectores deben poseer un conjunto de características esenciales que garanticen la calidad de imagen:
Eficiencia de captura: se refiere a la eficiencia con la que el detector puede captar los fotones transmitidos por el paciente. Está determinada por el área de la cara del detector por donde inciden los fotones transmitidos y por la distancia entre detectores adyacentes.
Eficiencia de absorción: se refiere al número de fotones absorbidos por el detector y está determinado por el número atómico, la densidad, el tamaño y el ancho de la cara del detector.
Estabilidad: se refiere a la estabilidad de la respuesta de salida del detector. Si el sistema no es estable, entonces serán requeridas calibraciones frecuentes para mantener la utilidad de la señal.
Respuesta en el tiempo: se refiere al tiempo necesario para que el detector sea capaz de detectar un evento de rayos X, y el tiempo necesario para restablecerse con el objetivo de medir el próximo evento de rayos X.
Rango dinámico: se refiere a la relación entre la mayor señal que puede ser medida, manteniendo la precisión de la menor señal que se puede discriminar. Si el detector puede medir una señal de 1 µA antes de saturarse y discriminar variaciones de señal de 1 nA, entonces el rango dinámico del detector es 1 millón a 1. Este valor del rango dinámico es típico de los detectores comúnmente empleados en las TAC.
Existen 2 tipos de detectores, dependiendo de su naturaleza; estos son los detectores en estado líquido y los detectores en estado sólido, estos últimos consisten en un cristal de centelleo acoplado a un fotodiodo de estado sólido. Cuando los rayos X impactan el cristal, este convierte la radiación en luz visible, la que provoca que el fotodiodo produzca una salida eléctrica proporcional a la radiación incidente.
En los equipos helicoidales multicorte los fotodiodos se disponen en módulos con forma matricial (filas y columnas).
Existen dos configuraciones básicas de colocar los fotodiodos: diodos con contacto frontal y diodos con contacto posterior, las que se diferencian fundamentalmente en que en el primer caso la señal eléctrica se conecta por el frente del diodo y en el segundo, se hace por la parte trasera a la cara, por donde incide la radiación.
Cuando se emplean fotodiodos convencionales con contacto frontal, se tiene el inconveniente que aparece una barrera tecnológica causada por la alta densidad de líneas de lectura, lo que limita a 32 el número máximo de cortes sin que se reduzca significativamente la eficiencia del detector. Ahora bien, en módulos con más de 32 filas, factores como pérdida de la eficiencia, linealidad espectral entre los canales y deriva de la ganancia entre calibraciones, son prácticamente insuperables.
No es un diseño escalable, puesto que no permite incrementar la densidad de elementos detectores en el arreglo de estos, así como el número total de fotodiodos, ni el área del arreglo.
Slice (corte). Cada imagen transversal del objeto recibe el nombre de slice (rebanadas o lasca) y se produce cuando un haz colimado de rayos X en forma de abanico atraviesa transversalmente al objeto, produciendo imágenes de la sección transversal o coronal del mismo (Fig. 2.8).
Fig. 2.8. (1) El haz colimado de rayos X en forma de abanico atraviesa transversalmente al objeto; (2) En los equipos convencionales es el tiempo de espera entre corte y corte con enfriamiento del tubo de rayos X y movimiento de la mesa para el próximo corte; (3) imagen transversal del objeto (Slice o corte).
Grosor de corte. El grosor del corte está definido por el espesor del haz de rayos X en la dirección del eje Z del paciente y del que obtenemos una imagen plana en la pantalla. El grosor lo podemos seleccionar a voluntad y el equipo colimará en consecuencia. Este parámetro determina, como su propio nombre lo indica, el grosor del plano o sección que es atravesado por el haz de rayos X. El valor de este parámetro está directamente relacionado con la definición de la imagen.
La decisión entre cortes finos o gruesos viene determinada, en primer lugar, por el deseo de obtener una mayor resolución espacial o bien una mayor resolución de contraste. Al examinar el oído interno, nos interesa obtener la máxima resolución espacial posible para conseguir una visión óptima de las delicadas estructuras óseas de este, en contraste con
el aire que las rodea; por tanto, se selecciona un grosor de corte de menos de 2 mm. Alcanzar una alta resolución espacial es también fundamental en muchos estudios de TAC del pulmón. En exploraciones del hígado, la resolución de contraste cobra mayor importancia, por lo que utilizamos secciones gruesas para perfeccionar la eficiencia de los fotones y mantener un nivel de ruido aceptable.
Ruido. Se manifiesta como fluctuaciones en los números Hounsfield, de un punto a otro, dentro de una imagen correspondiente a un corte de un material uniforme como el agua. En una imagen perfecta obtenida de un "fantóm" de agua, los números Hounsfield obtenidos en cualquier punto correspondiente al agua deben tener siempre el mismo valor (0). La introducción de ruido provoca que se modifique el valor de los coeficientes de atenuación del agua, produciendo variaciones en los valores calculados. Es por ello que en una imagen real realizada a un fantóm de agua, el tono gris correspondiente a esta última está conformado por la combinación de varios niveles de gris, indicando por tanto, la presencia de un rango de números Hounsfield en lugar de sólo uno.
Intervalo del corte. Es el que delimita la distancia existente entre corte y corte y determina el desplazamiento de la mesa después de cada exploración en el caso de la TAC convencional.
Planos de corte. Es el que realizamos una vez terminado el topograma y fija el inicio y el final de los cortes, ya sea secuencial o helicoidal.
Pitch. Es el índice de desplazamiento de la mesa durante una rotación completa del gantry respecto al espesor del corte. Por ejemplo, un Pitch =1 significa que durante un giro completo del gantry, la mesa del paciente se desplaza una distancia igual al espesor del corte. Si este espesor es de 5 mm, entonces la mesa avanzará 5 mm por cada giro de 360° del tubo de rayos X, alrededor del paciente.
Durante el proceso espiral de reconstrucción de la imagen, la mayoría de los datos no se miden realmente en el corte concreto que se reconstruye. En lugar de ello, los datos son adquiridos fuera de ese corte e interpolados, dando mayor importancia o contribución a los más cercanos al corte (X). En otras palabras: los datos más próximos al corte tienen mayor relevancia, o cuentan más, en la reconstrucción de una imagen en una determinada posición de la mesa.
Esto provoca un fenómeno interesante: la dosis que recibe el paciente (expresada en mGy) viene determinada por el producto de miliamperio por segundo (mAs) por rotación dividida por el pitch, y la dosis de la imagen es igual al mAs por rotación sin tener en cuenta el pitch. Si por ejemplo, se emplean 150 mAs por rotación con un pitch de 1,5, la dosis del paciente en mGy estará en relación directa con 100 mAs, mientras que la dosis de la imagen lo estará con 150 mGy. Así, los usuarios de la
técnica helicoidal pueden mejorar la resolución de contraste, seleccionando valores altos de intensidad (mA); pueden aumentar la resolución espacial (nitidez de imagen) reduciendo el grosor de corte y emplear el pitch para ajustar la longitud del rango espiral según se desee, todo ello al mismo tiempo que se reduce la dosis que recibe el paciente. Se pueden obtener más cortes sin aumentar la dosis ni forzar el tubo de rayos X. Esta técnica es especialmente útil cuando los datos se reconstruyen para crear otras proyecciones 2D, como sagital, oblicua o coronal, o bien proyecciones 3D (MIP), reconstrucciones de sombreado de superficie.
ROI (Region of Interest). Se denomina a una región de la imagen tomográfica que puede seleccionarse por su posición, tamaño y forma, y en la que se llevan a cabo evaluaciones cuantitativas.
FOV (Field of View) campo de visión. Es el área de la superficie de corte que estudiamos y que podemos ampliar o reducir en función de la zona de interés (Fig. 2.9). Scan field (campo de examen). Es el área redonda dentro de la abertura del gantry mediante la cual es medida la radiación transmitida.
Scan Field of-View (SFOV). Es el área de examen que es cubierta por los detectores activos y medida en milímetros.
Amplitud o ancho de ventana. Es el intervalo de valores en la escala de unidades Hounsfield que nos permite adecuar la escala de grises a un valor reducido de dicha escala. El rango de valores seleccionados se define por su valor central y por su amplitud o ancho y a los valores numéricos comprendidos dentro de este rango, se muestran con solo 256 niveles de grises. A los valores que se encuentren por encima del límite superior de esta ventana serán visualizados de manera uniforme con color blanco, y los valores que se encuentran por debajo del límite inferior serán mostrados de forma uniforme con color negro.
Fig. 2.9. Diagrama que ilustra el campo de visión. (1) gantry; (2) tubo de rayos X; (3) Scan Field; (4) Área cubierta por los detectores activos (Scan Field of-View).
Nivel o centro de ventana. Es el valor numérico que representa la media aritmética entre los valores máximos del intervalo. Valor numérico en la escala de unidades Hounsfield (+1.000 a -1.000).
El nivel de la ventana es fijado por la posición del punto medio de la ventana escogida. Este punto medio también es llamado punto central C.
Es posible mostrar diferentes rangos de tejido o hueso si escogemos diferentes valores para el punto medio de la ventana.
Período de integración. Es el tiempo durante el cual el conversor analógico digital (A/D) produce el valor de la medición de los rayos X recibidos. El período de integración no está definido por tiempo, sino por la velocidad de rotación del tubo de rayos X alrededor del paciente. Tiempo (Scan time). Es el tiempo de adquisición del estudio y está formado por el tiempo de barrido o disparo y el tiempo de enfriamiento, es decir, el tiempo de espera entre corte y corte en el caso de un equipo convencional y entre estudio y estudio en equipos helicoidales.
Tiempo de barrido o rastreo: es el tiempo de disparo que está relacionado con los otros dos parámetros que componen la técnica. El tiempo de disparo mínimo de un equipo varía según la generación a la que pertenezca el equipo. Es conveniente seleccionar un tiempo de rastreo o barrido (scan) lo más corto posible, sobre todo en estudios de tórax o abdomen en los que el movimiento cardíaco y la peristalsis pueden degradar la calidad de imagen. En otras exploraciones se logra beneficios al disminuir la probabilidad de movimiento involuntario del paciente. En otros casos puede ser necesario seleccionar un tiempo más largo de rastreo para proporcionar suficientes dosis o para permitir un mayor muestreo y así una máxima resolución espacial. El licenciado puede escoger también tiempos más prolongados para reducir el nivel de mA y así aumentar la expectativa de vida del tubo de rayos X.
Tiempo de espera o enfriamiento: es el período de tiempo que transcurre entre corte y corte en los equipos convencionales o de un volumen de barrido en los equipos helicoidales y varía en función de la técnica utilizada y la región anatómica. En muchos casos le pedimos al paciente que suspenda la respiración durante el tiempo de barrido para evitar la borrosidad cinética y luego alargamos el tiempo de espera para que el paciente se recupere. Debemos mencionar que ambos valores desempeñan un papel importante, el licenciado debe manipularlos a su necesidad para conseguir un estudio de la mejor calidad. En caso de estudios dinámicos con la utilización de medios de contraste, podemos reducir el tiempo de barrido y el tiempo de espera de forma que se efectúen disparos rápidos y sucesivos, aprovechando una sola pausa de apnea del paciente. Tiempo de retardo (Delay). Es el tiempo comprendido entre el inicio de la inyección del contraste y el inicio de la obtención de las imágenes.
Índice de la mesa. Está relacionado con la velocidad de la mesa (incremento).
Tomografía incremental. Se refiere a los equipos de la 1ra. a la 4ta. generación, también llamados tomógrafos convencionales o secuenciales, en los que los cortes se obtienen uno a uno con avance opcional de la mesa entre los mismos.
Colimación. Se determina, en primera instancia, mediante el dispositivo limitador del haz que determina el grosor del corte y otro a nivel de los colimadores y se denominan: Colimación prepaciente. Colimación pospaciente. La colimación prepaciente emplea un colimador para conformar el haz de rayos X y es la que define el grosor del corte (de 0,5 a 10 mm), dependiendo del tipo de equipo y marca comercial.
La colimación pospaciente, también llamada colimación de los detectores, tiene como función absorber la radiación secundaria, como lo realiza el bucky en radiología. La combinación de ambos colimadores asegura un grosor de corte constante del haz de rayos X sobre el detector.
La TAC helicoidal permite diferentes combinaciones equivalentes de colimación, movimiento de la mesa e intervalo de reconstrucción, que pueden ser utilizados de acuerdo al área anatómica evaluada. Se recomienda optar por una combinación de un Pitch mayor y una colimación menor (Fig. 2.10).
Fig. 2.10. Colimación pre y pospaciente.
Topograma. (Scout, escanograma, imagen digital, localizador o imagen piloto). Radiografía digitalizada de la zona anatómica correspondiente, obtenida mediante el equipo de TAC, que nos proporciona una vista frontal o lateral de acuerdo a la zona a estudiar sobre la que pueden realizarse las secciones axiales o coronales del estudio, o sea, el tomograma. Para realizar el topograma el gantry debe tener 0° de angulación.
Tomograma. Es la exploración de un corte perpendicular al eje longitudinal del paciente.
Realces. Presentación brillante de un rango de valores de UH durante la formación y ajuste de ventana. Este concepto está íntimamente relacionado con el uso de los contrastes. El contraste intravenoso se utiliza para realzar estructuras vasculares y órganos vascularizados, así como para conocer el comportamiento de una determinada lesión tras su administración, ya que ello nos proporciona una información adicional útil para el diagnóstico, estableciéndose que el aumento de la densidad de los vasos sanguíneos, no sólo permite su mejor definición respecto de los músculos y órganos, sino que también proporciona información acerca del grado de perfusión sanguínea, o sea, la captación del medio de contraste en los tejidos patológicos: por ejemplo, las alteraciones de la barrera hematoencefálica, los contornos de los abscesos o la captación heterogénea de las lesiones tumorales. Este fenómeno es el que se conoce como realce, porque el medio de contraste aumenta la densidad y así se intensifica la señal.
Fantoma. Objeto de exploración cuyas propiedades de atenuación son similares a las del cuerpo humano utilizado para las pruebas funcionales y de control de calidad (Figs. 2.11 y 2.12).
Comúnmente solo se requiere la comprobación de 3 parámetros del fantoma de agua:
Valor máximo del agua en unidades Hounsfield. Ruido del píxel en las imágenes, que se calcula como desviación estándar. Las tensiones del tubo se miden directamente en el tubo de rayos X. Estas mediciones se realizan en todos los valores de kilovoltios disponibles.
Cámara multiformato. Cámara con formato de película segmentada seleccionable, que permite exposiciones de múltiples imágenes en una sola película.
MOD. Magneto Optical Disk (disco magneto-óptico) y unidad lectora: sistema de intercambio de datos.
Calibración. Procedimiento para ajustar la sensibilidad de los canales individuales del detector; se usa para la corrección de datos de medición.
Fig. 2.11. Fantoma en vista frontal.
Fig. 2.12. Fantoma en vista lateral.
Slipring. Es un implemento consistente en raíles conductivos en forma de anillos montados en la parte giratoria del gantry, que giran continuamente, y que están en contacto con carbones conductivos (brush), los cuales se encuentran fijos en la parte estacionaria. Gracias a él es posible realizar la técnica helicoidal o espiral.
DICOM (Digital Imaging Communication in Medicine). Formato de imagen digital y comunicaciones utilizado en medicina, es de alta calidad no compatible con los programas de las microcomputadoras, siendo necesario programas afines para visualizar las imágenes. Es el estándar actual para intercambiar imágenes médicas.
Algoritmo. Método y notación en las distintas formas del cálculo. Conjunto ordenado y finito de operaciones que permite hallar la solución de un problema.
kV. Kilovoltio (1 kV = 1,000 V); unidad utilizada para medir el voltaje del tubo de rayos X.
mA. Miliamperio (1 mA = 1/1000 A); unidad usada para medir la corriente del tubo de rayos X.
mAs. Producto de miliamperio por segundo; unidad usada para medir el producto de la corriente del tubo (mA) y el tiempo de exploración (s). Equivalente a la dosis de radiación aplicada.
Telemedicina. Se define como el uso de la telecomunicación avanzada en el cuidado de la salud.
PACS (Picture Archiving & Communication System). Red de sistemas de archivo y comunicación de imágenes.

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