2. LA TOMOGRAFÍA HELICOIDAL MULTICORTE
EN NEURORRADIOLOGÍA: ASPECTOS
TÉCNICOS
OBJETIVOS DOCENTES
REVISIÓN DEL TEMA
CONCLUSIONES
3. OBJETIVOS DOCENTES
Introducción de los principios técnicos de la Tomografía Helicoidal
Multicorte (TCHMC): parámetros básicos (mAs, kV, matriz, pitch),
colimación del haz y del corte, configuración de los detectores
Utilidad y limitaciones de las reconstrucciones 2D y 3D: MPR, MIP, VR, SSD
Análisis de los parámetros de imagen y reconstrucciones apropiados en
estudios específicos de neurorradiología: TC craneal, órbitas o peñascos;
angio-TC de carótidas, polígono de Willis o sistema venoso cerebral
Descripción de los principios y aspectos técnicos de la perfusión cerebral
4. REVISIÓN DEL TEMA
PRINCIPIOS TÉCNICOS
INTRODUCCIÓN
La tomografía computarizada (TC)
es una técnica tomográfica 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 sincrónicamente con el tubo,
se dispone un arco de detectores que
mide la atenuación de los rayos X.
Durante el giro se efectúan múltiples
medidas de la transmisión de los
rayos (vistas o perfiles). El corte
obtenido se reconstruye sobre una
matriz, y la tonalidad de gris de cada
píxel representa el grado de
atenuación de ese punto en el corte
5. PRINCIPIOS TÉCNICOS
En los equipos de TC de tercera
generación (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 medición
(field of view, FOV), e incide sobre
un arco de detectores. El conjunto
tubo-detectores gira
sincrónicamente alrededor de un
eje que, de manera ideal, debe
coincidir con el eje longitudinal del
paciente (eje Z)
Eje Z
6. PRINCIPIOS TÉCNICOS
Los primeros tomógrafos de
tercera generación
(secuenciales) efectuaban un
giro completo (360º) alrededor
del paciente con una posición
concreta de la mesa,
adquiriendo múltiples
proyecciones angulares del
corte seleccionado. Para
efectuar el siguiente corte, la
mesa avanzaba y el proceso se
repetía
En los más modernos equipos
de TC de tercera generación
(helicoidales) el conjunto tubo-
arco de detectores gira
mientras avanza la mesa del
paciente. Esto da lugar a una
adquisición en forma de hélice
7. PRINCIPIOS TÉCNICOS
Los tomógrafos helicoidales
multicorte se basan en los TC
de tercera generación, en los
que existe un giro sincrónico
de tubo y detectores mientras
tiene lugar el avance de la
mesa. Son tomógrafos
helicoidales cuyo arco de
detectores (también llamado
bandeja o array) consta de dos
o más filas. A medida que
aumenta el número de filas de
detectores del arco, es posible
adquirir un mayor número de
cortes aumentando al mismo
tiempo la cobertura, es decir, el
número de centímetros del
paciente que se abarcan en
cada giro del tubo (y por tanto
el avance en cada giro)
8. PRINCIPIOS TÉCNICOS
La característica fundamental
del TCHMC que le diferencia
de sus predecesores es la
capacidad de adquirir más de
un corte simultáneamente.
Para que esa capacidad sea
posible el sistema debe contar
con más de una fila de
elementos detectores
Es preferible utilizar la
denominación “TC
multicorte” en lugar de “TC
multidetector” ya que el
número de filas de detectores
suele ser mayor que el
número de cortes que el
equipo puede adquirir
simultáneamente
El número máximo de cortes
posibles viene determinado
por el número de canales
9. PRINCIPIOS TÉCNICOS
Las principales ventajas del TCHMC frente a los equipos
monocorte se pueden resumir como sigue:
Mejoría de la resolución espacial en el eje largo del paciente (eje Z)
Mejoría de la resolución temporal (disminución significativa del tiempo
empleado en adquirir los datos para formar una imagen en el estudio de una
región anatómica determinada) y disminución del tiempo de exploración
Mayor cobertura: posibilidad de estudiar un mayor volumen del paciente en
cada giro del conjunto tubo-detectores
Mayor eficiencia: mejor uso de la energía proporcionada por el tubo de rayos
X y prolongación de la vida útil de este último
10. PRINCIPIOS TÉCNICOS
Bandeja o array de detectores Bandeja de detectores simétricos Perspectiva del arco giratorio
en 16 filas con 4 canales
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
11. PRINCIPIOS TÉCNICOS
Eje Z
Bandeja de detectores simétricos
en 16 filas con 4 canales
4 cm
Para recordar el diseño 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 tamaño (arco de detectores simétricos). Debajo
representamos una escala numérica de 4 cm, que utilizaremos en los ejemplos que describimos a continuación
12. PRINCIPIOS TÉCNICOS
16 filas
4 canales
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 más 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 más de 4
cortes simultáneos!!!
13. PRINCIPIOS TÉCNICOS
16 filas
4 canales
4 cortes x 1.25 mm
Cobertura: 5 mm
4 cm
5 mm
Al esquema anterior hemos añadido la colimación del haz de rayos (en amarillo) y el número de
detectores que cubre (entre ambas líneas rojas, 4 detectores). También se representa en rojo, de
manera esquemática, el número de cortes (4) y su grosor (1.25 mm) En la escala centimétrica se
indica la cobertura del paciente en el eje longitudinal (5 mm)
14. PRINCIPIOS TÉCNICOS
16 filas
4 canales
4 cortes x 2.50 mm
Cobertura: 10 mm
4 cm
10 mm
Si se disminuye la colimación aumenta la anchura del haz de rayos, y podemos cubrir 8 detectores, por
ejemplo, en lugar de 4. Como el equipo sólo 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. Así, conseguimos un
aumento de la cobertura en el eje longitudinal (Z) del paciente, que alcanza los 10 cm
15. PRINCIPIOS TÉCNICOS
16 filas
4 canales
4 cortes x 3.75 mm
Cobertura: 15 mm
4 cm
15 mm
Si aumentamos más 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
16. PRINCIPIOS TÉCNICOS
16 filas
4 canales
4 cortes x 5 mm
Cobertura: 20 mm
4 cm
20 mm
Con la máxima 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 máxima de 20
mm en el eje Z del paciente
17. PRINCIPIOS TÉCNICOS
Existen equipos de TC con un diseño asimétrico de los detectores para minimizar el “efecto sombra” causado por
la incidencia no ortogonal del haz sobre los tabiques que separan los detectores más periféricos 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 anatómica. Los cortes más finos se obtienen colimando mucho el haz y
cubriendo sólo algunas filas de detectores. El número de cortes simultáneos posibles viene
igualmente determinado por el número de canales. Con menores colimaciones obtendremos
cortes más gruesos y una mayor cobertura anatómica en el eje Z, que no podrá exceder en ningún
caso la longitud de la bandeja de detectores
18. PRINCIPIOS TÉCNICOS
Conceptos básicos
El tubo de rayos X consta básicamente de dos electrodos (negativo -cátodo- y positivo -ánodo) al
vacío 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 cátodo al ánodo
Los electrones chocan contra el ánodo liberándose energía. El 99% de la energía resultante se
convierte en calor y sólo el 1% restante se convertirá en rayos X (radiación electromagnética
ionizante)
Ese 1% de energía 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 serán absorbidos por el paciente. Los de mayor energía
sobrepasarán el espesor del mismo y sufrirán distintos grados de atenuación a lo largo de su
trayecto en función de su energía
La imagen radiológica se forma con el haz de fotones transmitido por el paciente que alcanza el
sistema de registro
19. PRINCIPIOS TÉCNICOS
Conceptos básicos
Tensión ó Kilovoltaje (kV).- Expresa la diferencia de potencial aplicada entre el
cátodo y el ánodo para producir la corriente de electrones. Determina la velocidad de
los mismos y por tanto la energía (calidad) del haz de rayos
A mayor kilovoltaje:
Rayos X más energéticos y con menor longitud de onda
Mayor poder de penetración de los rayos X y menor dosis absorbida por el paciente
Mayor radiación dispersa y menor contraste en la imagen
Intensidad ó miliamperaje (mA).- Expresa la corriente del tubo, es decir, la cantidad
de electrones. Determina la carga del haz de rayos (el número de fotones)
A mayor miliamperaje:
Mayor número de fotones de baja energía y por tanto aumento de la dosis absorbida por el
paciente
Reducción de la borrosidad por movimiento del paciente durante la exploración
Aumento de impactos en el ánodo: mayor calentamiento del tubo
20. PRINCIPIOS TÉCNICOS
Píxel, vóxel y matriz
En los estudios de TC obtenemos múltiples cortes de grosor variable para la valoración de
una región anatómica determinada
Una imagen de TC es la expresión bidimensional de los valores de atenuación de una región
anatómica cuantificados en una escala de grises. Esos valores representan el coeficiente de
atenuación de cada elemento de volumen o vóxel
Vóxel.- Representa un volumen igual a una pequeña área de la imagen multiplicada por el
grosor del corte. La altura del vóxel viene determinado por la anchura del haz de rayos
(grosor del corte tomográfico)
Píxel.- Es la representación gráfica en una matriz plana de la información obtenida en un
vóxel. El tamaño del pixel se relaciona con el tamaño de la matriz según la relación:
Tamaño del pixel = campo de visión (FOV) / tamaño de la matriz
Matriz.- Es la representación de todos los datos obtenidos en la realización del corte, es
decir, un conjunto de píxeles dispuestos en filas y columnas en los ejes x e y
22. PRINCIPIOS TÉCNICOS
Colimación del haz y grosor
de corte
Colimador: barrera metálica con
una apertura regulable en el
centro que se utiliza para reducir
el tamaño del haz de rayos
Colimación del haz
La colimación del haz y el grosor
de corte son los dos parámetros
fundamentales de los que
depende la cobertura en el eje Z
Colimación de corte: para
escoger el grosor del corte
Colimación del corte
23. PRINCIPIOS TÉCNICOS
Pitch (paso de rosca o factor de paso, pitch de haz).-
Es la relación entre el avance de la mesa en el eje longitudinal por cada rotación del conjunto
tubo-detectores y la anchura del haz de rayos. Esta definición es válida 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 (colimación del haz) coincide con
el grosor de corte
Avance de la mesa por cada rotación del gantry (mm)
Pitch =
Colimación del haz (mm)
Informa acerca de la adquisición de los datos:
Un pitch de 1 indica que no existen solapamientos ni “huecos” en la espira de adquisición.
Si el pitch es mayor de uno y se mantienen constantes el kV, el mA y la colimación del haz, aumenta el
avance de la mesa por lo que la espira de adquisición “se estira” y aparecen “huecos” en la misma,
disminuyendo la radiación sobre el paciente.
Un pitch menor de uno manteniendo constante el resto de parámetros implica solapamiento de la hélice,
obteniéndose una mejor relación S/R a costa de un aumento de la dosis de radiación del paciente.
24. PRINCIPIOS TÉCNICOS
Algoritmos de interpolación
Dada la geometría de la adquisición en los TC helicoidales, los datos
obtenidos no pueden emplearse directamente para reconstruir imágenes
transaxiales siendo necesario un cálculo a partir de la espiral oblicua continua.
Existen unos programas informáticos (algoritmos de interpolación) que
permiten estimar un valor de atenuación comprendido entre dos valores
conocidos en el eje Z. Estos programas asumen una relación lineal entre dos
valores conocidos e interpolan datos separados bien por 360º (una revolución
completa del tubo) o bien por 180º (media revolución)
El resultado de la interpolación es una imagen transversal prácticamente
idéntica a la del TC secuencial convencional
La interpolación de 180º aporta una mejor resolución en el eje Z con respecto
a la de 360º y permite reformateos coronales y sagitales de mejor calidad
A diferencia de los TCH monocortes, los TCHMC disponen de un algoritmo
de reconstrucción que utiliza múltiples puntos (por lo que las imágenes y los
reformateos son más fidedignos) denominado Z-filtering
25. ESTUDIOS DE TC EN EL CRÁNEO
Objetivos
Aumentar la resolución de
contraste
Diferenciación entre la señal de las
sustancias gris y blanca
No son prioridad:
Resolución espacial
Velocidad
Rango pequeño a valorar en el eje Z
Volumen isotrópico En este ejemplo se identifica un infarto
Generalmente no son necesarias agudo en el territorio profundo de la
ACM derecha como un borramiento del
reconstrucciones 2D ó 3D núcleo lenticular. Es crucial un estudio
con una adecuada resolución de contraste
26. PARÁMETROS EN TC DE CRÁNEO
Para aumentar la resolución en contraste ….
- Aumentar el mAs
Inconvenientes
- Mayor dosis recibida por el paciente
- Incremento del calentamiento del tubo
27. PARÁMETROS EN TC DE CRÁNEO
Para aumentar la resolución en contraste ….
-Aumentar el grosor de corte
28. PARÁMETROS EN TC DE CRÁNEO
Para aumentar la resolución en contraste ….
-Aumentar el grosor de corte
Inconvenientes
-Menor resolución espacial
-Aumento del volumen parcial
29. PARÁMETROS EN TC DE CRÁNEO
Para aumentar la resolución en contraste ….
-Aumentar el tiempo de rotación
30. PARÁMETROS EN TC DE CRÁNEO
Para aumentar la resolución en contraste ….
-Aumentar el tiempo de rotación
Inconvenientes
-Más y más importantes artefactos por
movimientos
31. PARÁMETROS EN TC DE CRÁNEO
Para aumentar la resolución en contraste ….
-Reducir la matriz
32. PARÁMETROS EN TC DE CRÁNEO
Para aumentar la resolución en contraste ….
-Reducir la matriz
Inconvenientes
-Menor resolución espacial
33. ¿OFRECE VENTAJAS EL TCHMC EN MODO
HELICOIDAL EN EL ESTUDIO DE CRÁNEO?
1. No es necesaria la mayor velocidad de rotación del tubo del modo
helicoidal:
• ↓ el mA/s ↑ el ruido ↓ la resolución en contraste
2. No suele ser útil el aumento de la resolución espacial en el eje z:
• No se realizan habitualmente reconstrucciones 3D ó 2D
3. La resolución en contraste es discretamente menor en el TCHMC en
modo helicoidal:
• Los algoritmos de interpolación aumentan el ruido
34. VELOCIDAD DE ROTACIÓN DEL TUBO
En ambas imágenes los parámetros son idénticos (kV, ancho de
ventana, mA y grosor de corte) excepto el tiempo de rotación del
tubo de rayos X, que está disminuido en el caso de la derecha debido
a que la adquisición 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 secuencial.
35. TCHMC MODO HELICOIDAL VS SECUENCIAL
Sin embargo, si procuramos que todos los parámetros de la adquisición sean
idénticos las imágenes obtenidas presentan una calidad similar. En este caso,
la adquisición de la imagen de la izquierda ha sido helicoidal mientras que la
de la derecha fue secuencial.
36. ANGIOGRAFÍA TCHMC (ATC) EN
NEURORRADIOLOGÍA
OBJETIVOS SOLUCIONES DEL TCHMC
Gran velocidad Mayor velocidad de rotación del
Separación de fase arterial y tubo
venosa Sistemas de detección automática
Menor dosis de contraste del bolo
Alta resolución espacial Mayor cobertura en el eje Z por
En los ejes X-Y-Z rotación
Vóxel isotrópico Posibilidad de reconstruir cortes
Reconstrucciones finos
Filtrado Z que mejora el perfil de
corte en función del pitch
Colimación del haz
subcentimétrica
37. ANGIOGRAFÍA TCHMC EN CARÓTIDAS
En el estudio de angioTC
para valoración de troncos
supraaórticos, la adquisición
debe ser en modo
helicoidal.
Debido a la cobertura
necesaria en el eje Z y que,
en general, se valoran vasos
de gran tamaño, el pitch
utilizado suele ser mayor de
la unidad.
38. ANGIOGRAFÍA TCHMC EN
POLÍGONO DE WILLIS
Sin embargo, en el caso
del polígono de Willis la
cobertura en el eje Z es
menor y se necesita una
mayor resolución
espacial, al valorarse
estructuras vasculares
más pequeñas
Por ello el pitch
empleado es menor de 1
39. Es importante recordar que también deben considerarse otros parámetros de la
imagen en los estudios angioTC. Así pues, el tamaño del canal utilizado condiciona el
límite de resolución de la estructuras vasculares que vamos a identificar. En la imagen
de la izquierda podemos observar vasos de menor tamaño que en la derecha al haber
empleado un canal de 0,5 mm frente a 1,0 mm
40. VALORACIÓN DE LAS ESTENOSIS
CAROTÍDEAS POR ATC
DEBE SER EL PRIMER MÉTODO DE
EVALUACIÓN
NO HAY PÉRDIDAS DE INFORMACIÓN (AL
CONTRARIO QUE CON LOS MÉTODOS DE
IMÁGENES POSTPROCESO)
AXIALES
FUENTE ÚTIL PARA COMPROBAR LOS HALLAZGOS DE
LAS RECONSTRUCCIONES 2D ó 3D
LA VALORACIÓN PUEDE SER DIFÍCIL SI EL VASO ES
TORTUOSO
ES LA TÉCNICA DE RECONSTRUCCIÓN MÁS
IMPORTANTE EN ESTENOSIS
MPR CURVO FUNDAMENTAL EN VASOS TORTUOSOS
PERMITE VALORAR TANTO LA LUZ DEL VASO COMO
SU PARED
41. VALORACIÓN DE LAS ESTENOSIS CAROTÍDEAS
POR ATC
PROPORCIONA IMÁGENES SIMILARES A LA
ANGIOGRAFÍA CONVENCIONAL
NO PERMITE VALORAR VASOS SI HAY SUPERPOSICIÓN
CON ESTRUCTURAS DE MAYORES VALORES DE
MIP ATENUACIÓN QUE EL CONTRASTE (CALCIO Y HUESO)
PROBLEMAS EN LA VALORACIÓN DE CALCIFICACIONES
EN ANILLO
PERMITE VALORAR TANTO LA MORFOLOGÍA DEL
VASO COMO LAS RELACIONES ANATÓMICAS DEL
MISMO
NO ES UN MÉTODO ADECUADO PARA VALORAR LA LUZ
VR 3D DEL VASO
EN EL CASO DE CALCIFICACIONES DEBE UTILIZARSE
UNA OPACIDAD ADECUADA PARA EVITAR INTEGRAR
EL CALCIO CON EL CONTRASTE DE LA LUZ VASCULAR
42. VOI = 0,5 mm VOI = 14,5 mm VOI = 0,5 mm VOI = 10 mm
Si valoramos una estenosis carotídea
calcificada, el grosor del volumen de
interés (VOI) debe ser el menor
posible para evitar la superposición
de la densidad del calcio con el
contraste intravascular que impediría
visualizar la luz vascular
VOI = 0,5 mm VOI = 5,5 mm
43. Las reconstrucciones MPR CORONAL
MPR de los estudios
MPR SAGITAL
de AngioTC deben
ser curvas y
adaptarse al eje
longitudinal del vaso.
En este caso las
reconstrucciones en
los planos sagital y
coronal estrictos
(ortogonales al plano
axial adquirido) no
permiten valorar
adecuadamente la
estenosis (flechas)
44. ATC DE LOS ANEURISMAS
INTRACRANEALES
La sensibilidad del ATC en la detección de los aneurismas
cerebrales es del 85-95%
96% para aneurismas de >3 mm
61% para aneurismas de <3 mm (White el al. Radiology 2000)
Sin embargo la ATC no supera a la angiografía de sustracción
digital (ASD)
Utilidad de la ATC frente a ASD
Generación de una información 3D de la anatomía exacta de las arterias
intracraneales
Valoración de calcificaciones o trombosis murales
45. ANÁLISIS DE LA VALORACIÓN DE LOS
ANEURISMAS CEREBRALES POR ATC
VENTAJAS INCONVENIENTES
Técnica rápida y menos cara que la Es menos sensible y específica que la
ASD (obtención de datos en HSA ASD para la detección de aneurismas
aguda)
Proporciona información anatómica Es una técnica que en ocasiones no
más completa está disponible
La información obtenida puede Proporciona una información menos
utilizarse para una planificación del completa en relación con los patrones
tratamiento rápida y definitiva de flujo en el polígono de Willis
No hay prácticamente riesgo o
intolerancia a la prueba por parte del
paciente
46. ATC DE LOS ANEURISMAS INTRACRANEALES
Análisis de la angiografía TC
Revisar de forma detallada las imágenes fuente
En estación de trabajo
Ventana ancha: diferenciar hueso, contraste, calcio
Postproceso 2D ó 3D
MPR: debe ser el método de primera elección para un análisis posterior de los datos de
ATC
MIP: Muy utilizado. No permite valorar relaciones anatómicas o aneurismas
calcificados. Resultados dependientes de:
Grosor del volumen de interés
Colimación del haz
Dirección del vaso
VR: Valora tanto la anatomía vascular como las relaciones espaciales con estructuras
próximas pero sus resultados son muy dependientes de los parámetros de
representación:
Nivel y ancho de ventana
Opacidad
47. VR 3D: DEPENDIENTE DEL NIVEL DE VENTANA
En este caso, se ha ido disminuyendo el nivel de ventana de izquierda a derecha. Mientras en
la imagen de la izquierda no se identifica adecuadamente la arteria vertebral derecha,
pareciendo falsamente estenótica (flecha roja) en la imagen central se logra visualizarla
adecuamenre así como la PICA del mismo lado (flecha verde)
Sin embargo, si se disminuye en exceso el nivel de ventana, se identifican demasiadas
estructuras vasculares que dificultan su valoración
48. MIP
TC secuencial AngioTC
Ejemplo de la utilidad de la angioTC en la
urgencia. Se identifca un hematoma
espontáneo en región silviana izquierda. El
estudio angioTC revela que su origen es un
aneurisma de base amplia en bifurcación
de ACM. De esta forma se dispone de una
información esencial para el manejo VR
terapeútico de este paciente.
49. PERFUSIÓN CEREBRAL TC
Es una técnica que valora la microvasculatura cerebral tras la
inyección de un medio de contraste no difusible
Se basa en los cambios de los valores de atenuación (unidades
Hounsfield) a lo largo del tiempo que se relacionan con la
concentración de contraste intravascular
La perfusión TC solo ha podido desarrollarse con el TCHMC
Necesidad de una alta resolución temporal
Haz de colimación grueso
50. EJEMPLO DE PROTOCOLO DE
ADQUISICIÓN
120 kV / 250 mA
Colimación del corte: 4 x 8 mm (máximo posible)
Tiempo de rotación: 1s
40 dinámicos por sección
Dosis de contraste: 40 ml + 40 ml de suero
Velocidad de inyección: 4.0 ml/sg (18G)
Colocación de ROI en ACM ó ACA (entrada arterial) y en seno longitudinal
superior (entrada venosa)
Disparo sincronizado con la inyección de c.i.v.
51. ADQUISICIÓN DE DATOS
40 dinámicos
No Stack
8 mm 8 mm 8 mm 8 mm
Tiempo de rotación 1 s 32 mms
54. ANÁLISIS: PARÁMETROS BÁSICOS
PARÁMETRO DEFINICIÓN VALORES
NORMALES
FLUJO VELOCIDAD DEL FLUJO DE LA 50-60 mL/ 100g
SANGUÍNEO SANGRE A TRAVÉS DE LA /min
CEREBRAL (CBF) VASCULATURA CEREBRAL POR
UNIDAD DE TIEMPO
VOLUMEN CANTIDAD DE SANGRE EN UNA 4 mL/100g
SANGUÍNEO DETERMINADA CANTIDAD DE
CEREBRAL (CBV) TEJIDO EN CUALQUIER TIEMPO
TIEMPO DE TIEMPO PROMEDIO QUE 5s
TRÁNSITO MEDIO TARDAN LOS ELEMENTOS DE LA
SANGRE EN ATRAVESAR LA
VASCULATURA CEREBRAL DEL
TERRITORIO ARTERIAL AL
VENOSO (También se define como el
coeficiente CBV/CBF)
55. ANÁLISIS DE LOS DATOS
UH MÁXIMA PENDIENTE DE LA
CURVA: CBF
TTP
CURVA DE MEDIDA DE
REALCE
0 5 10 15 20 25 30 t
56. ANÁLISIS DE LOS DATOS
U MÁXIMA PENDIENTE DE LA
CURVA: CBF
H
TTP
ÁREA BAJO
LA CURVA:
CBV
CURVA DE MEDIDA DE
REALCE
0 5 10 15 20 25 30 t
57. PREGUNTAS CLAVES EN LA
IMAGEN DEL INFARTO AGUDO
¿Hay hemorragia?
¿Existe una zona de isquemia crítica no salvable?
¿Existe una zona de isquemia severa
potencialmente recuperable?
¿Hay trombo intravascular?
58. PROTOCOLO EN LA ISQUEMIA
CEREBRAL AGUDA
TC sin contraste
Excluye otras causas de déficit neurológico distintas de la
isquemia (hemorragia, tumor)
Identifica de signos precoces de isquemia
Perfusión TC
Determina la existencia de tejido cerebral en riesgo
potencialmente recuperable (penumbra)
AngioTC (Carótidas + Polígono de Willis)
Valoración de las posibles estenosis, trombosis u oclusión de
arterias intracraneales o carótidas internas
59. INTERPRETACIÓN DE LOS PARÁMETROS DE PERFUSIÓN
TC EN EL INFARTO CEREBRAL
CONDICIÓN PATOLÓGICA MTT CBV CBF
ESTENOSIS U OCLUSIÓN ARTERIAL
CON COMPENSACIÓN EXCELENTE = =
TEJIDO CON RIESGO DE INFARTO
=
TEJIDO CON INFARTO IRREVERSIBLE /
PENUMBRA!!!
CONDICIÓN CBF (Absoluto / Relativo) CBV (Absoluto / Relativo)
PATOLÓGICA
TEJIDO CON RIESGO DE 20-10 mL/100g/min (60- >1,5 – 2,5 mL/100g (>40-
INFARTO 30%) 60%)
TEJIDO CON INFARTO < 10 mL/100g/min < 1,5- 2,5 mL/100g
IRREVERSIBLE (<30%) (<40%)
60. TC CRANEAL
CBF CBV MTT
Paciente que acude por hemiparesia derecha y afasia brusca. En
el estudio de TC se observa una zona de hipodensidad mal
definida en la sustancia blanca frontal izquierda. En los mapas
paramétricos de perfusión se identifica en todo el territorio de la
ACM del lado izquierdo un aumento del tiempo de Tránsito
Medio (MTT) y una reducción del Flujo Sanguíneo Cerebral
(CBF). Sin embargo, hay dos zonas diferenciadas en función del
Volumen Sanguíneo Cerebral (CBV): mientras que en el
núcleo lenticular se encuentra disminuido (zona de infarto
irreversible) en la corteza insular se encuentra aumentado
(zona de isquemia con riesgo de infarto).
61. OCLUSIÓN DEL SEGMENTO M1 DE LA ACM IZQUIERDA
En el mismo caso anterior, se confirma una oclusión del segmento
M1 de la ACM del lado izquierdo (flecha azul y verde) Sin embargo
las flecha amarilla indica una circulación leptomenígea colateral
prominente en el valle silviano
62. En el estudio de TC de
control , la evolución de
los hallazgos confirma la
existencia de una zona
malácica correspondiente
a un infarto lenticular
izquierdo antiguo (flecha
roja) mientras que se
encuentra respetada la
corteza silviana (flechas
azules)
63. VÓXEL ISOTRÓPICO
Definición: vóxel que tiene las mismas dimensiones en los 3 ejes
Utilidad del vóxel isotrópico:
Visualización de los datos en cualquier dirección sin pérdida
de información
Es uno de los principales logros del TCHMC
Grosor de corte efectivo independiente del pitch (filtrado Z):
mejoría de la resolución longitudinal
Solo es posible obtener una imagen isotrópica de alta calidad si
los datos brutos en todos los planos tienen (casi) el mismo
tamaño
64. 240 mm PÍXEL
0,47 mm
0,47 mm
240 mm
240
TAMAÑO X-Y: = 0,47 mm
512
MATRIZ : 512 X 512
65. VOLUMEN DEL VÓXEL= 0,47 X 0.47 X 0,50= 0,110 mm3
m
m
0,47 mm 0,50
0,47 mm
DETECTOR 0.5 mm m
0 m
0,50 mm 0,5
0,50 mm
VOLUMEN IDEAL = 0,50 X 0,50 X 0,50 = 0,130 mm3
66. MPR CORONAL AXIAL
MPR SAGITAL
En este traumatismo facial,
al ser el volumen
isotrópico, no hay pérdida
de calidad en la imagen
con las distintas
reconstrucciones MPR
67. CONCLUSIONES
El TCHMC es superior al TCH monocorte en casi todas las
aplicaciones clínicas debido a:
Mayor velocidad
Mayor resolución espacial
Mayor volumen cubierto por rotación
El TCHMC ha permitido el desarrollo de nuevas técnicas
(perfusión cerebral)
La imagen isotrópica es uno de los grandes logros del TCHMC
El radiólogo debe estar familiarizado con parámetros de
adquisición y técnicas de postproceso para una correcta
interpretación de las imágenes
Editor's Notes
Aumentar la resolución en contraste implica poco ruido cuántico.
El mAs se relaciona directamente con el número de fotones emitidos por un haz de rayos X y por tanto es inversamente proporcional al ruido cuántico. Las unidades de calor, que son el producto del mAs y el kV reflejan la cantidad de energía cargada por el ánodo del tubo de rayos X. A mayor mAs hay más límite en el tiempo y volumen de scan antes de que el tubo requiera un periodo de enfriamiento. En aquellos casos en los que el contraste de partes blandas es crítico (por ejemplo diferenciar una estructura de partes blandas de otra) el mAs es beneficioso; en la evaluación de estructuras con alta resolución en contraste el mAs es un factor mucho menos importante Por otra parte, doblando el mAs se dobla la dosis paciente de forma lineal (también el doble).El aumento del mA segundo disminuye el ruido cuántico con lo que aumenta la resolución en contraste.
El ruido cuántico es el ruido de una imagen relacionado con el número de fotones utilizado para generar una imagen y es un fenómeno estadístico. A mayor número de fotones, el ruido cuántico es más pequeño, El grosor de corte define uno de las tres dimensiones del vóxel. En una imagen axial define los márgenes del vóxel en el eje z o en el eje longitudinal del paciente. Al reducir el grosor de corte también lo hace el número de fotones por vóxel lo que reduce la resolución en contraste, pagándose el precio de distinguir tejidos con diferencias de densidad relativamente sutiles.
También habrá un aumento en los artefactos lineales por objetos de alta densidad y peores reconstrucciones 3D. No aumenta la dosis total.
El tiempo de rotación es el que tarda el haz de rayos X en completar una rotación completa de 360º. El beneficio de un mayor tiempo de rotación es que aumenta el mAs (y, también, el número de adquisiciones) al aumentar la resolución en contraste. Sin embargo, mayores tiempos de rotación proporciona mayores artefactos de movimiento.
También habrá un aumento en los artefactos lineales por objetos de alta densidad y peores reconstrucciones 3D
La matriz de la imagen se relaciona con el número de píxeles que forma la red o rejilla de la imagen. Cuando el field-of-view se mantiene constante el aumento de la matriz proporciona unos píxeles más pequeños y, por tanto, aumenta el detalle de la imagen. Pero hay que recordar que la resolución espacial en la actualidad es 3D , de tal forma que, aunque la matriz se define la resolución en el plano axial, el verdadero detalle de la imagen es función del volumen total del vóxel, y, por tanto, muy relacionado con el grosor de corte.
Además en el modo secuencial el contorno de las lesiones están menos definidos debido a los fenómenos de volumen parcial al aumentar el ancho del perfil de onda. Los algoritmos de interpolación pueden ser de 180º ó 360º (en el unicorte) o multipunto (filtrado Z en el multicorte).
SSP, perfil de sensibilidad-espiral en sección.
En los estudios angiográficos se utiliza una colimación de corte pequeña para poder tener unas óptimas reconstrucciones 3D y tener una resolución espacial adecuada para ver, por ejemplo, vasos muy pequeños. El pitch más pequeño evita arterfactos espirales. Aumentar el pitch también aumenta el ruido de la imagen. La utilización de pitch <1 el gantry pasa más despacio por una zona y habría como una especie de “doble exposición” con lo que aumenta el mAs y, por tanto, disminuye el ruido cuántico
Lo de la visualización del vértex hasta el primer cuerpo vertebral es para asegurarse que se incluye la PICA que tiene un origen extracraneal en las arterias vertebrales en un 18% de los casos. En este caso también se utiliza un pitch mas pequeño para evitar perder resolución en el eje z y evitar artefactos artefactos de cono o espirales.
La generación de una anatomía exacta de las arterias cerebrales permite la planificación terapeútica (quirúrgica o endovascular) así como seleccionar el diámetro del primer coil que se colocará, el ángulo ideal para la aproximación endovascular o las estructuras adyacentes anatómicas. Algunos autores han detectado aneurismas de menos de 8 mms.
A pesar del avance de las reconstrucciones, incluso los métodos más sofisticados de imágenes 3D pueden originar una pérdida importante de información. Por otra parte, trombosis parciales o calcificaciones pueden pasarse por alto si las imágenes base no se revisan de forma meticulosa. El análisis de las imágenes fuente puede hacer difícil la detección de aneurismas por debajo de los 5 mms. Por tanto los métodos de postproceso 2D y 3D desarrollados permiten un análisis más detallado además de una representación “angiográfica” de los datos angiográficos. En los MPR no se pierde información alguna. En el MIP, los vasos que tienen una dirección paralela al plano de scan (por ejemplo, el polígono de Willis o las arterias renales) están más fuertemente afectadas por efectos de volumen parcial. Si el recorrido del vaso es oblicuo, parecerá las cuentas de un collar.
Con un menor umbral (o nivel de ventana) pueden verse arterias mucho más finas como la PICA y estructuras venosas
CBF: 70 mlx100g -1 xmin -1 en la sustancia gris y 20mlx100g -1 xmin -1 en sustancia blanca.
Si el Tc sin contraste demuestra más de un 1/3 del territorio de la ACM contraindica la fibrinolisis. Los signos precoces de isquemia no aparecen hasta las 2-3 horas. Además solo presentan exactitud en predecir el volumen exacto del cerebro afectado en el 76% de los casos.
La elevación de los valores de CBF (o sus valores normales) en el tejido con riesgo de infarto es debido a los mecanismos autorreguladores. Los mapas de MTT son los sensibles indicadores de infarto, mientras que los cambios en CBF y CBV son más específicos en distinguir isquemia de infartos. En algunos estudios han evidenciado que los valores de CBV eran normales en el 25% de los pacientes con infarto agudo, lo que les hece un indicador menos preciso en la discriminación entre tejido infartado y la penumbra. Por tanto, parece ser mejor evaluar primero los mapas de CBF y MTT y, si hay anomalías, utilizar los mapas de CBV para elucidar la fisiopatología subyacente (isquemia vs infarto) recordando que el CBV puede ser normal incluso en casos de infarto. Los valores numéricos no están del todo establecidos y se basan en modelos animales y estudios PET. También existen otros factores a considerar como el estado de la circulación colateral, la duración de la disminución del flujo sanguíneo, la reserva de glucosa y las condiciones fisiológicas durante la resucitación. A pesar de estas dificultades, es evidente que la penumbra se encuentra en un rango estrecho de perfusión y de depende de pequeños cambios de la presión de perfusión. Cuidado también se acepta que en la penumbra el CBV esté algo disminuido (>60%).
El volumen del vóxel ideal es sólo un 6.7% mayor que el volumen del vóxel adquirido
Es una fractura de LeFort tipo II. Los cigomáticos se mantienen unidos a la base del cráneo. Tampoco existe fractura de las paredes orbitarias laterales.