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Funcionamiento de la TC médica y de la TC de haz cónico en odontología. ¿Qué debemos saber? | Ct Scan | Píxel
Funcionamiento de la TC médica y de la TC de haz cónico en odontología. ¿Qué debemos saber?
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Oscar David Trabajo de Photoshop
Reconocimiento de Digitos Escritos a Mano Mediante Metodos de Tratamiento de Imagen
EVALUACIÓN IAGNOSTIC
CARD L08 ImageQuality Es Web
Rev Esp Ortod. 2011;41:31-7
Funcionamiento de la TC médica
y de la TC de haz cónico en odontología.
Natalia Zamora martíNeZ 1 , VaNessa Paredes Gallardo 2 , rosa maría CibriáN ortiZ de aNda 3
y José luis GaNdía FraNCo 4
© Publicaciones Permanyer 2011
La introducción de herramientas diagnósticas como la tomografía computarizada de haz cónico (CBCT) y su aplicación clínica a la imagen craneofacial en 3D es una de las materias más interesantes y más novedosas actualmente en odontología, y, por lo tanto, hace necesaria la actualización y la investigación en esta materia. Nuestro objetivo en esta revisión es explicar el funcionamiento de la TC médica y de la CBCT, comparar sus ventajas
e inconvenientes y explicar el procesamiento de las imágenes para obtener una visión detallada de lo que supone la CBCT hoy en día en el campo de la odontología.
Palabras clave: TC médica. CBCT.
How cone-beam computed tomography works in orthodontics. What we need to know?
N. Zamora Martínez, V. Paredes Gallardo, R.M. Cibrián Ortiz de Anda, J.L. Gandía Franco
The introduction of diagnostic tools, such as cone-beam computed tomography (CBCT) and their clinical application to the 3D craniofacial image
is one of the most interesting and pressing issues in orthodontics at present. An update and research is, therefore, required into this topic. Our aim in
this manuscript is to explain how the medical CT and CBCT work, to compare their advantages and disadvantages and to explain image processing
in order to provide a detailed account of what CBCT represents today in the field of orthodontics. (Rev Esp Ortod. 2011;41:31-7).
Corresponding author: Natalia Zamora Martínez, nataz84@hotmail.com
Key words: Medical CT. CBCT.
Las primeras aplicaciones clínicas de la tomografía computarizada (TC) médica en el campo de la medicina datan de 1971, introducidas por Hounsfield basándose en los trabajos matemáticos de Cormack. Estos trabajos pio- neros de Cormack y Hounsfield fueron reconocidos con el premio Nobel de Medicina y Fisiología que ambos compar- tieron en 1979 1 .
Estos sistemas (TC) constan de una serie de compo- nentes similares a los sistemas de rayos X convencionales. Un tubo de rayos X que genera radiación, un generador
con energía que alimenta al tubo de rayos X, un detector que convierte la radiación de los rayos X en una señal de imagen después de que haya pasado a través del pacien- te y un dispositivo que conecta el tubo, el paciente y el detector entre ellos 2 .
A partir de este momento, la TC se convirtió en una de las herramientas radiológicas diagnósticas más impor- tantes a nivel mundial. El desarrollo en 1989 de la TC espiral, y la introducción de detectores con múltiples cortes en 1998, aceleraron las técnicas de TC y permi- tieron una mayor habilidad para adquirir volúmenes de datos 1-3 .
1 Licenciada en Odontología. Máster Ortodoncia Facultad de Medicina y Odontología. Universidad de Valencia; 2 Doctora en Odontología. Máster Ortodoncia UCM. Prof. ayudante doctor Facultad de Medicina y Odontología. Universidad de Valencia; 3 Profesor titular Fisiología. Facultad de Medicina y Odontología. Universidad de Valencia; 4 Profesor titular de Estomatología. Director Máster de Ortodoncia. Facultad de Medicina y Odontología. Universidad de Valencia
Natalia Zamora Martínez. Clínica Odontológica. Departamento Ortodoncia 3. a planta. Gascó Oliag, 1. 46010 Valencia. E-mail: nataz84@hotmail.com
Sin contar con el consentimiento previo por escrito del editor, no podrá reproducirse ni fotocopiarse ninguna parte de esta publicación
Rev Esp Ortod. 2011:41
En 1998, Mozzo, et al. 4 introdujeron un nuevo tipo de TC en odontología y radiología maxilofacial, la CBCT, tam- bién llamada imagen de haz cónico (CBVI) o tomografía volumétrica de haz cónico (CBVT), fruto de la búsqueda por obtener una reducción en las dosis de radiación a las que se exponía el paciente, por lograr una elevada resolu- ción espacial y para conseguir una reducción de los costes económicos que suponía la TC médica tradicional 5 .
Posteriormente, en el año 2000, la CBCT se desarrolló ampliamente en Estados Unidos (EE.UU.) 6 y, pese a un periodo inicial de limitado interés entre los años 2000- 2002, el interés resurgió de nuevo hasta la actualidad con al menos 14 tipos diferentes de escáneres CBCT 7 .
FunCIonAmIenTo de lA TomogRAFíA CompuTARIzAdA médICA y de lA TomogRAFíA CompuTARIzAdA de HAz CónICo
El término genérico «tomografía» hace referencia a una técnica que proporciona imágenes de las diferentes capas de los tejidos. Estas capas o planos se orientan de modo que forman un corte de la anatomía que se desea estudiar 8 .
La TC difiere de la tradicional en el uso de un ordenador
que ayuda a generar las imágenes y permite que, median- te el programa adecuado, los múltiples cortes se combinen para poder reconstruir la forma tridimensional 8 .
A diferencia del proceso clásico de radiología donde
se visualiza un solo corte pero donde otras capas que se encuentran en el camino de haces tapan la imagen de- seada, la reconstrucción de imágenes con técnicas mo- dernas asistidas por ordenador como la resonancia mag- nética, las TC de emisión de fotones simples o las TC de emisión de positrones se basan en el uso de algoritmos matemáticos que permiten la visualización axial del cuer- po humano sin que se produzcan superposiciones 2 .
El sistema de detección que emplean para convertir la
radiación de los rayos X en una señal de imagen puede ser de varios tipos 5,7,9 :
– Un sensor que puede ser a su vez un intensificador de imagen, generalmente una pantalla (fotocátodo de fósforo) acoplada a un dispositivo de acoplamiento de carga (CCD) o a un óxido de metal semiconductor complementario (CMOS). Consiste en una matriz o mosaico de pequeñas células fotoeléctricas indivi- duales que captan señales visuales y las convierten en electrones. A menor tamaño y mayor número de células fotoeléctricas, se obtiene más información. El intensificador de imagen es un tipo de tecnología antigua que fue desarrollada para mejorar la visión
de las imágenes fluoroscópicas en la sala operatoria durante la cirugía. Su principal desventaja es la dis- torsión en las zonas periféricas; además, el patrón de imagen aparece como una esfera, y, por lo tanto, las regiones situadas en las esquinas no se ven correc- tamente 5,9 .
– Un detector de panel plano (flat panel display [FPD]), generalmente un tipo de película delgada formada por un centelleador de un material similar al cesio, generalmente ioide de cesio (CsI) acoplada a un fo- tosensor que es un transistor receptor de panel pla- no (TFT) 5,7,9 .
Evolución de los tipos de TC médicas:
– En la TC médica convencional de un solo corte 1,5 desde una fuente de rayos X se emitía un rayo a través del objeto hacia un paquete único de detec- tores. El foco y el detector estaban siempre en el plano de corte que se quería examinar y el haz electromagnético escaneaba sólo ese corte. Por lo tanto, el proceso de reconstrucción de imágenes era bidimensional. Con una posición estricta y predefi- nida del foco y del detector, la distribución de la intensidad de los haces de rayos X que pasaban a través del objeto sólo proporcionaba información de la suma de las atenuaciones que el haz había tras- pasado. Cada punto del objeto debía contribuir a muchas medidas independientes para permitir el cálculo del valor de atenuación de la radiación para ese punto específico en 2D empleando la recons- trucción de la imagen. Para este sistema se requería un simple escaneado lineal o secuencial, y se obte- nían cortes contiguos. La intensidad medida en el detector dependía solamente del ángulo de proyec- ción, de la posición momentánea del sistema de medición durante el escaneado lineal y de la inten- sidad de la radiación no atenuada. La distribución de la capacidad de atenuación en los cortes exami- nados se calculaba a partir de la totalidad de las intensidades medidas. Este tipo de proceso de re- construcción ya no se emplea en la TC. Los sistemas modernos de reconstrucción requieren el empleo de otro tipo de algoritmos como transformaciones de Fourier o integrales.
– En la TC médica moderna o helicoidal de múltiples cortes 5 , introducida en 1998, se permite la adqui- sición de múltiples cortes simultáneamente gracias al empleo de paquetes de detectores adyacentes. En 2004 5 , este número de paquetes varió de 2 a 64 cortes. La fuente de rayos X es un ánodo generador
N. Zamora Martínez, et al.: Funcionamiento de la TC y de la TC de haz cónico en odontología
de alta potencia. Rota sobre una estructura de
soporte en una cámara que contiene el tubo de rayos
X y un detector, mientras que el paciente se mueve
a través de dicha estructura de soporte en una ca-
milla. Esta tecnología implica una imagen más rápida
y con menor radiación. Se obtiene un escaneado
secuencial y espiral. Para capturar la imagen emplea un abanico de haz de rayos desde la fuente y guarda los datos en detectores de imagen sólidos colocados alrededor del paciente cubriendo los 360°. El escá- ner realiza múltiples giros y en cada giro toma una imagen.
La región de interés del paciente (ROI), como la cabeza completa o parte de ella, ha de seleccionar- se. La fuente de rayos X rota alrededor de la ROI 60 veces por minuto. El sistema de detección del haz de rayos X de datos es el CCD, compuesto por un gas o material similar, principalmente CsI 5 .
El paciente debe ser desplazado hacia el escáner a
una distancia determinada del plano Z. Esta distancia (1 cm, 0,5 cm o, en casos donde se requiera mayor resolución, 1 mm) es la que determina el grosor de los cortes. Este tipo de adquisición de la imagen es muy preciso, pero hace que el paciente se exponga
a grandes dosis de rayos X 5 .
La imagen del paciente se puede observar en una serie de cortes en el plano axial recogida de las imágenes que han sido capturadas como cortes api- lados unos encima de otros o desde un movimiento en espiral 8 .
Aquí la proyección es geométrica y el algoritmo de reconstrucción corrige las distorsiones generadas mediante la segmentación, obteniendo así una visión clara del área anatómica de interés 5 .
La resolución de la imagen en la TC es anisotrópica
y no uniforme, puesto que trabaja con vóxeles aniso-
trópicos, cuya altura y anchura no son iguales. Aquí
la posición del paciente es muy importante; la imagen
debe obtenerse directamente, no se puede reforma- tear ni rotar, ya que si se rota se crean distorsiones.
Cuando la resolución se reduce, normalmente es en
la dirección craneocaudal (Z). Los datos que se ad-
quieren son voluminosos y, por lo tanto, la dosis que
absorbe el paciente también es elevada 1 .
Emplea un ánodo de baja energía dentro de un tubo fijo. Para capturar la imagen emplea un haz de rayos en forma de cono que es más estrecho y emplea una
Figura 1. Diferencias en el tipo de escaneado: haz plano (TC) y haz de tipo cónico (CBCT).
sola rotación del tubo de rayos X de 194-360°, toman- do en cada grado una o dos imágenes alrededor de la cabeza del paciente para adquirir directamente los da- tos (similar a la del aparato de ortopantomografía) en lugar de múltiples rotaciones como la TC médica con- vencional o espiral 7,8 .
Los aparatos CBCT pueden emplear un FPD simple o un II (pantalla de fósforo o centelleador) acoplado a una serie de CCD. Los FPD son los tipos de receptores más novedosos para series de área grandes en sensores sólidos. Estos paneles captan la información de modo continuo y son más eficientes. Son caros pero ofrecen algunas venta- jas sobre los sistemas antiguos II, incluyendo: menor dis- torsión, mayor escala de contraste y eliminación del des- lumbramiento 7 .
Aquí la proyección es ortogonal. Esto indica que los haces de rayos X son paralelos entre sí. Puesto que el objeto se encuentra cercano al sensor, se produce muy poco efecto de error proyección, resultando mediciones de escala 1:1 8 .
La CBCT trabaja con vóxeles isotrópicos que tienen las mismas dimensiones en los tres ejes del espacio. Debido a esto, los errores de malposición del paciente durante el escaneado pueden ser corregidos y ajustados posterior- mente de manera interactiva sin que existan problemas de distorsión 7 .
Este sistema permite la reducción de la dosis efectiva de radiación absorbida por los pacientes y el tiempo de exposición 5 .
Tanto la TC como la CBCT son registros dinámicos, es decir, con un escaneo se pueden reproducir distintas imágenes desde el conjunto de datos originales 7 .
En la figura 1 y la tabla 1 se pueden observar las dife- rencias entre ambos sistemas.
Tabla 1. Diferencias entre los dos sistemas: TC y CBCT
Detector CCD Haz plano Múltiples rotaciones de 360°/en cada rotación 1 imagen Vóxeles anisotrópicos Grosor de los cortes ± 1 mm Dosis de radiación elevadas
Detector CCD o de panel plano Haz cónico 1 rotación de 360°/por cada grado 1-2 imágenes Vóxeles Isotrópicos Grosor de los cortes < 1 mm Dosis de radiación bajas
pRoCesAmIenTo e I n T e R p R e TACI ón de los dATos
Adquisición y conversión de imágenes escaneadas a digital imaging and communications in medicine
Un aspecto fundamental de la imagen 3D es el software que se utiliza. En el mundo del 3D se obtienen grandes cantidades de datos a los cuales se puede acceder sola- mente a través de un software. Para poder ayudar al usua- rio a entender las grandes cantidades de datos es necesa- rio disponer de un sistema asistido por ordenador donde pueda ser sumada de forma efectiva la información de las imágenes 10 .
Un píxel es un cuadrado que mide entre 20-60 µm. Los píxeles son pequeños componentes cuadrados que se dis-
ponen en filas y columnas. Cada píxel tiene un valor (brillo, escala de grises) que representa la densidad de los rayos
X de la estructura correspondiente 10 .
El tamaño del área receptora es el mismo, independien- temente de que resida en un aparato intraoral, una panta- lla TFT, o una combinación de un aparato II y sensor sólido. Los CCD y los CMOS de los sensores intraorales son series de megapíxeles, lo que significa que cada uno consta de un millón de píxeles, o incluso más. Cuanto mayor es el panel plano, mayor cantidad de píxeles emplea 5 .
Un vóxel es un elemento de volumen. Esto significa que
si extendemos esta imagen plana a la tercera dimensión,
el píxel tendrá un tercer lado. Los vóxeles son cubos que se disponen unos al lado de otros. El valor de cada cubo (brillo) también representa la densidad de la estructura anatómica correspondiente 5,10 .
En CBCT este cubo está formado por píxeles isotrópicos, que tienen los lados iguales y con dimensiones conocidas (0,15-0,60 mm). En la TC médica convencional, el píxel es monoisotrópico, lo que significa que dos de los lados son iguales, pero el tercero (plano Z) es de una anchura que varía entre 0,5 mm - 1 cm, o incluso más 5 .
Cada píxel de las imágenes que pertenecen a los cortes representa un valor de radiación atenuada (m), que se mide en unidades Hounsfield (HU). Un valor HU de cero equivale al valor de la radiación de atenuación del agua, mientras que un valor de –1.000 HU corresponde al valor del aire. El valor de atenuación para los distintos tejidos y sustancias del cuerpo es diferente, pero en ocasiones dos tejidos pueden presentar valores parecidos, y entonces no pueden diferenciarse con la TC 1 .
La escala Hounsfield empieza en el valor –1.000 y ter- mina en el 3.000. De este rango numérico, solo los núme- ros enteros son los que se emplean para expresar la infor- mación de la imagen, y a cada uno se le asigna un valor en la escala de grises. Se requieren 12 bytes por cada píxel para poder abarcar los 4.000 niveles posibles de grises. Sin embargo, la mayoría de escáneres de TC utilizan 16 bites por cada píxel. Los datos se almacenan en un formato creado por el Colegio Americano de Radiología y la Asociación Nacional de Fabricantes Eléctricos. Este formato estándar, digital imaging and communications in medicine (DICOM), permite que puedan intercambiarse las imágenes médicas y la información aunque provengan de aparatos y sistemas creados por distintos fabricantes 2 .
Ya que ningún dispositivo ni el ojo humano pueden diferenciar los 4.000 niveles aproximados de grises, des- pués de la recolección de los datos de cada píxel en una imagen TC se realiza un proceso llamado windowing. Los 4.000 niveles de grises se visualizan en una unidad de visualización como si fueran los 256 niveles de la escala de grises de un vídeo monitor. Todos los valores de TC que son más elevados que el valor más alto de la ventana apa- recen en blanco, y todos aquellos valores que son menores que el umbral más bajo aparecen en negro 2 .
Cuando se realiza un escaneado, la TC se encarga de obtener todo el volumen, 256 vóxeles. Si se intenta dibujar
Figura 2. Visión de una persona 2D exami- nando una telerradiografía en la que sólo puede ver una fila de píxeles (adaptado de Halazonetis 10 ).
eso como un objeto, se obtiene un cubo negro en el que no es posible visualizar lo que hay dentro de él, ya que el volu- men está rodeado por los vóxeles exteriores. Sería necesaria una cuarta dimensión para no tener problemas a la hora de visualizar lo que hay en el interior, puesto que el mundo real tiene tres dimensiones, que son las mismas dimensiones que tiene el volumen (Fig. 2). Para poder solventar este problema
y obtener los datos que son interesantes clínicamente es
necesario realizar un proceso de segmentación en el que se deben introducir datos en el ordenador para que separe qué vóxeles pertenecen al aire, a los tejidos blandos, al hueso o demás estructuras, y cuál es el valor de brillo del vóxel que corresponde a cada estructura 10 .
Empleando los dos parámetros, centro y anchura, se pueden seleccionar diferentes rangos de radiación atenuada que permiten visualizar sustancias específicas del cuerpo humano 10 .
Por otro lado, dependiendo desde dónde se observe el
objeto tridimensional sólo es posible ver ciertas partes de él, ya que las demás se encuentran ocultas por él mismo.
El ordenador ha de calcular qué partes son visibles y dibujar
solamente dichas partes, sino los resultados que se obtienen no son adecuados 10 .
Por lo tanto, se deben especificar valores que dividan los vóxeles en grupos. De este modo, si no queremos que ciertos grupos sean visibles, el ordenador puede interpre- tarlos como si fueran transparentes.
La función de transferencia es la relación que existe entre
la transparencia de los vóxeles y su valor. Se han propuesto
métodos que combinan el valor del vóxel y el gradiente de magnitud (diferencia de intensidad entre los vóxeles vecinos) para poder separar las estructuras mucho mejor 10 .
Otro aspecto importante en la interpretación es que para poder dibujar un objeto en 3D es necesario darle
una serie de características que lo hagan parecer un objeto real. Normalmente, un objeto en 3D existe en un es- pacio 3D. Sin embargo, para poder mostrarlo en una pan- talla de ordenador que tiene 2D es necesario realizar una proyección 10 .
Existen dos métodos fundamentales de proyección 10 :
– Proyección en perspectiva, en la que los resultados son similares a lo que ven nuestros ojos, donde los objetos más cercanos a la pantalla parecen más grandes que los que están lejos y las líneas paralelas parecen converger en la distancia. Generan imáge- nes más naturales.
– Proyección ortográfica, en la que el tamaño de los objetos se mantiene, independientemente de la dis- tancia a la que se encuentren de la pantalla, y don- de las líneas paralelas se mantienen paralelas. Es más apropiada para representar la geometría de un objeto ya que el tamaño y la forma no varían.
El ordenador ha de ser capaz también de dar som- breado a los objetos variando el brillo de su superfi- cie. Los objetos que están más perpendiculares a la dirección de la luz aparecerán con más brillo 10 .
Una vez que se ha decidido qué vóxeles se quieren ver se debe encontrar el modo de poder dibujarlos en la pan- talla. Para ello, cada objeto 3D se subdivide en elementos más primitivos como triángulos o cuadrados. Estos elemen- tos se describen y representan por las coordenadas de sus vértices. A esto se le denomina gráfico de vectores. En la TC, para poder transformar los datos y dibujar, es necesario el empleo de algoritmos 10 .
Por lo tanto, la secuencia de procesamiento de la ima- gen es convertir las imágenes desde el formato DICOM a un formato que permita la segmentación de las estructuras 10 .
Después de la segmentación será posible la interpreta- ción gráfica en 3D del objeto volumétrico, y permitirá la navegación entre vóxeles de la imagen volumétrica y de los gráficos 3D mediante el zoom, la rotación y el enfoque 11 .
– Ventajas respecto a la radiografía convencional: re- presentación verdadera en 3D de los tejidos duros y blandos del cráneo, a tamaño real (1:1), sin super- posiciones de las estructuras anatómicas y con una elevada fiabilidad y exactitud 1 .
– Limitaciones respecto a la radiografía convencional:
posicionamiento horizontal del paciente durante el escaneado que falsea la posición real de los tejidos blandos, la falta de registro de una oclusión detallada debido a la presencia de artefactos dentro de la boca, su acceso limitado al uso rutinario debido a los ele- vados costes económicos que supone, la presencia de un gap o hueco entre los cortes axiales que limita la calidad de la imagen y la exposición a altas dosis de radiación en comparación con otros proce- dimientos de rayos X 12,13 . Waitzman, et al. 14 exami- naron la precisión de ocho medidas craneofaciales lineales generadas con la TC en el plano sagital y en 2D y el efecto que tenía la inclinación de la cabeza en ellas. Los resultados indicaron que, a mayor incli- nación de la cabeza, más posibilidades de error en las medidas.
– Ventajas respecto a la radiografía convencional: una radiografía convencional digitalizada se compone de píxeles, mientras que los sistemas CBCT generan imágenes volumétricas compuestas por vóxeles que son geométricamente precisas, con una correcta re- lación anatómica y, por lo tanto, no realizan medidas distorsionadas, a diferencia de los sistemas conven- cionales de 2D 7 . Si se comparan las radiografías panorámicas convencionales con las reconstruccio- nes panorámicas obtenidas a partir de la CBCT se observa que, a pesar de aportar la misma informa- ción diagnóstica, tienen una apariencia diferente. Por otro lado, con la imagen que se obtiene en la CBCT, se evitan los artefactos que aparecen siempre con la radiografía convencional, como puede ser la super- posición de la columna vertebral 7 .
Moshiri, et al. 15 compararon la fiabilidad de las me- didas lineales obtenidas a partir de imágenes en 2D obtenidas con la CBCT y a partir de radiografías
laterales de cráneo digitalizadas, concluyendo que la mayor parte de las medidas lineales en el plano sa- gital simulando proyecciones cefalométricas laterales en 2D obtenidas con la CBCT, por cualquier método, eran más fiables que las obtenidas a partir de la radiografía convencional.
Kumar, et al. 16 compararon medidas lineales y angu- lares de las proyecciones ortogonales y en perspectiva lateral obtenidas a partir de una CBCT (NewTom 3G) con las realizadas mediante radiografías convencio- nales, concluyendo que, ya que las medidas realiza- das en las proyecciones de CBCT eran similares a las realizadas en la radiografía lateral, no era necesaria la realización adicional de radiografías laterales con- vencionales en los pacientes a los que se había pe- dido una CBCT como herramienta diagnóstica.
Cattaneo, et al. 17 compararon la fiabilidad de medidas angulares obtenidas con radiografía convencional y proyecciones de máxima intensidad (MIP) y RayCast de una CBCT (NewTom 3G), concluyendo que las proyecciones obtenidas a partir de la CBCT podían reemplazar a la radiografía convencional puesto que no existían diferencias significativas entre las tres técnicas. Sin embargo la técnica RayCast era más reproducible que la de MIP.
– Ventajas respecto a las TC médicas: las CBCT son aparatos capaces de proveer resolución submilimé- trica en imágenes de alta calidad diagnóstica, con tiempos cortos de escaneado (10-70 s) y dosis de radiación hasta 15 veces menores a la dosis de las TC convencionales 18,19 .
Son capaces de representar la forma natural de los tejidos blandos debido a que el escaneado se realiza en posición sentado, los artefactos a nivel de la oclu- sión son menores, tienen un coste menor y un tamaño adecuado para poder hacer uso rutinario de ellos 1 .
Farman y Scarfe 18 mostraron que las mediciones cefalométricas 3D se podían realizar con la CBCT, y sugirieron el uso de los escáneres de CBCT para la realización de la cefalometría 3D sin necesidad de exposición adicional innecesaria del paciente.
– Limitaciones: el valor del vóxel de un órgano depen- de de su posición dentro del volumen de la imagen, esto quiere decir que se producen diferentes valores de HU para estructuras duras y blandas similares en función del área de escaneo donde se encuentren 5 .
La resolución de los cortes o proyecciones en 2D procedentes de la CBCT es la misma que la de los cortes de la TC convencional, en el plano horizontal.
En el plano vertical tienen mayor resolución los cortes de la CBCT, sin embargo el contraste suele ser mayor en la TC.
El número de imágenes obtenidas (MPR) que compo- nen los datos está determinado por el número de imágenes que se captan por segundo, por la trayec- toria del arco y por la velocidad de rotación. Este número de proyecciones que se obtiene durante un escaneado puede ser fijo o variable, dependiendo de cada aparato. Una mayor cantidad de datos supone mayor información para la reconstrucción de la ima- gen, mayor contraste y resolución espacial, menor cantidad de ruidos u obtención de imágenes más suaves, y reducción de artefactos. Sin embargo su- pone mayores tiempos de escaneado, mayor dosis de radiación y mayor tiempo de reconstrucción pri- maria 10 .
El rápido avance de este tipo de tecnología está consiguiendo que su implantación sea cada vez más aceptada en los ambientes médicos y odonto- lógicos.
Como parece que esto no ha hecho más que empe- zar, probablemente dentro de pocos años sea la exploración radiográfica de elección, seguramente con dosis mucho menores de radiación y con una calidad inicial del registro muy superior a las actua- les, amén de posibilidades diagnósticas mucho más efectivas mediante utilización de los programas de análisis de 3D.
En la actualidad ya podemos decir que el avance en imagen radiográfica es bastante mayor que el que se produjo hace unos años entre la fotografía de reve- lado químico y la fotografía digital.
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