Principios generales de Tomografía Computarizada (CT) Curso de refresco: Protección Radiológica en Tomografía Computarizada

Transcripción

1 Principios generales de Tomografía Computarizada (CT) Curso de refresco: Protección Radiológica en Tomografía Computarizada

2 Objetivos Describir los sistemas de diagnóstico basados en imágenes tomográficas con rayos X. Explicar los principios de formación de las imágenes de CT y los parámetros principales que las caracterizan.

3 Introducción El CT, presentado en 1972, fue considerado una de las 5 más grandes innovaciones médicas de los últimos 30 años El CT Helicoidal y los CT multicortes fueron las más importantes evoluciones de las últimas décadas. Sin Slipring Con Slipring

4 Principios Básicos Reconstrucción de la imagen de una fina sección transversal del cuerpo a partir de múltiples proyecciones de los rayos X Basada en las mediciones de atenuación del haz de rayos X.

5 Colimadores CT presenta varios colimadores, filtros, blindajes, que permiten la filtración del espectro de Rayos X, la definición de los cortes y la protección de los detectores contra la radiación dispersa. Pueden variar de un modelo a otro, pero la función es la misma 22/04/2015 5

6 Primera Colimación: abertura en la propia carcasa del tubo, que define el haz (cono o abanico). Colimador fijo: define el ancho máximo permitido Colimador Ajustable: define el espesor de corte deseado (monocortes) Colimador Ajustable pospaciente: reducir las zonas de penumbra debido al tamaño finito del punto focal. Colimador fijo pos-paciente: Enfrente de los detectores, ancho de la colimación máxima, minimiza la radiación dispersa. Colimadores 22/04/2015 6

7 Filtración Filtración Inherente del tubo: ~ 3 mm Al Filtración Plana (Flat): hojas de espesor de 0,1 a 0,4 mm Cu desvía el espectro hacia el rango de energías más altas Filtración en forma de bow-tie Material de bajo Z (Ej. Teflón) Atenúa la radiación en el centro y fuertemente en la periferia. Busca disminuir las diferencias del espectro entre el centro y la periferia, que se producen por el haz en abanico y el endurecimiento del haz. 22/04/2015 7

8 Filtración en forma de bow-tie Filtro Asegura una señal más constante en todos los detectores El efecto de endurecimiento del haz es también más constante Atenuación en el centro por el paciente Haz mas intenso en centro Señal constante en todos los detectores 22/04/2015 8

9 Tipos de detectores Gaseosos Xenón presurizado Estado sólido Centelleo Ionización Captura de fotones Señal (corriente) Luz Foto diodo Señal (corriente)

10 Numero de proyecciones y detectores Número de detectores Típicamente se emplean entre 650 y 900 detectores por fila (en los equipos multicortes). Mayor cantidad de detectores permite obtener mayor resolución espacial en el plano XY. Número de proyecciones Entre 1000 y 4000 por rotación, dependiendo de la resolución del protocolo. Mayor cantidad de proyecciones = Mayor resolución espacial en el plano XY. Doble punto focal duplica la cantidad de proyecciones

11 Principios físicos de la formación de imagen

12 Principios físicos de formación de la imagen Adquisición de datos Un detector, compuesto por un arreglo de 300 a 800 canales convierte la radiación atenuada I T en una señal analógica de salida. El Sub-sistema de Adquisición de Datos (DAS) acondiciona y cuantifica esta señal analógica convirtiéndola en una señal digital. I o I T

13 Atenuación La intensidad del haz de rayos X se atenúa cuando pasa a través de un objeto uniforme debido a los procesos de absorción. El grado de atenuación depende del espectro de energía de los rayos X, de la distancia atravesada (espesor del objeto), y de la densidad del objeto y es posible describirla matemáticamente por la Ley de Lambert-Beer. - x I e T I o donde: I T intensidad del haz transmitido Io intensidad del haz incidente e constante de Euler (2.718) μ coeficiente de atenuación lineal x espesor del objeto

14 Atenuación Desarrollando la ecuación anterior: I T I o e x :Io I I T o e x ln ln I I o T x ln I o ln I T Atenuación

15 Sin embargo, en la anatomía humana, el haz de rayos X atraviesa zonas de diferentes densidades. Cada objeto tiene diferentes tamaños x y coeficientes de atenuación μ. x x x... I T I ln I ln Atenuación o T I o I o e 1 x 1 ln nxn I T 2 x 2 3 x 3... n x Atenuación Para calcular los coeficientes de atenuación se hacen las siguientes consideraciones: Existe un cierto número de objetos en el trayecto del haz de rayos X (Ej. 512) Cada objeto tiene el mismo tamaño n

16 Atenuación Para ello se considera que: Cada haz de rayos X atraviesa 512 voxels de la región a visualizar. Dentro de cada voxel el coeficiente de atenuación es constante. Se conforma una Matriz: arreglo de filas y columnas (típicamente 512x512) donde se almacenan los coeficientes de atenuación en correspondencia con la posición de cada voxel.

17 En una imagen Tomográfica, cada píxel corresponde a una región especifica del paciente. Supongamos que cortamos y sacamos del paciente una fina rebanada o lasca de determinado espesor. Cortamos dicha lasca en pequeños elementos del tamaño de un píxel. Cada elemento es irradiado individualmente y en dependencia de la cantidad de radiación que absorbe, se le asigna un valor numérico. Posteriormente a ese valor numérico se le asigna un nivel de gris. Puesto que el corte (Slice) tiene determinado espesor, entonces cada píxel de la imagen representa un pequeño volumen o voxel. 512 PIXELS Espesor de corte Elemento de volumen (VOXEL) Elemento de imagen (PIXEL)

18 Adquisición de la Imagen Qué se nos presenta en la Imagen de CT? Valor del Píxel: medida de la atenuación de los rayos X en el correspondiente elemento de volumen (voxel) Profundidad del voxel es igual al espesor de corte ( mm) Pixel Voxel w 22/04/

19 Unidades Hounsfield Los coeficientes de atenuación μ dependen de la energía de la radiación utilizada. Cada sistema CT trabaja con radiaciones de diferente energía (kv). Para evitar que los coeficientes de atenuación de un objeto difieran de un equipo a otro, y del empleo de un kv a otro en el mismo equipo, entonces se 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.

20 Unidades Hounsfield Escala El diagrama muestra los diferentes valores de los coeficientes de atenuación para los tejidos y huesos. Dos atenuaciones tienen valores fijos: Agua = 0 HU Aire = HU El resto de las atenuaciones se calculan con relación a estas.

21 Unidades Hounsfield Escala

22 Reconstrucción de la Imagen

23 Principios físicos de la formación de la imagen Reconstrucción de la imagen El perfil de atenuación correspondiente a cada proyección, es sumado en la matriz de reconstrucción en la misma dirección (mismo ángulo) en que fue adquirido Durante la adquisición Durante la reconstrucción

24 Retroproyección La imagen obtenida por la retroproyección produce sombras grises que se extienden desde el centro del pin de forma similar a las puntas de una estrella. Da como resultado una imagen borrosa debido a que cada objeto influye en toda la imagen en su conjunto. Este tipo de artefacto de estrella es producido por la retroproyección y no es posible corregirlo procesando un mayor número de proyecciones.

25 Convolución Para eliminar los inconvenientes de la retroproyección simple, se filtra matemáticamente cada perfil de atenuación con un filtro (también conocido como Kernel). A este procedimiento matemático se le conoce como Convolución. La retroproyección de los perfiles convolucionados, también conocida como Retroproyección filtrada, reduce considerablemente el artefacto de estrella provocado por la retroproyección simple.

26 Convolución Diferentes filtros pueden ser aplicados de acuerdo al propósito del diagnóstico: Filtros suaves para ver tejidos blandos Filtros paso altos (corte abrupto) para ver imágenes de alta resolución

27 Imágenes reales La desventaja de la retroproyección simple es que da como resultado una imagen borrosa debido a que cada objeto influye en toda la imagen en su conjunto. Con convolución Sin convolución

28 Reconstrucción: Método iterativo

29 Reconstrucción: Método iterativo

30 Modos de Adquisición Axial Barrido secuencial Incremento y disparo de RX Plano único barrido Conjunto de proyecciones todas en el mismo plano Reconstrucción plana localización fija por el plano de barrido Helicoidal Conocido como barrido espiral o de volumen Longitud irradiada Conjuntos de proyecciones no están en el mismo plano Rotación continua Continuo movimiento de la mesa 22/04/

31 Qué cambia en los Sistemas Helicoidales? Tecnología de los anillos deslizantes Tubos de rayos X de alta Potencia Algoritmos de interpolación 22/04/

32 CT Helicoidal La velocidad de la mesa a través del Gantry define el espaciamiento de las hélices Pitch = (distancia recorrida por la mesa/rotación)/espesor del haz Velocidad = 10 mm / rotación Espesor = 10 mm Pitch = 1 Velocidad = 20 mm / rotación Espesor = 10 mm Pitch = 2 22/04/

33 Equipos Monocortes y Multicortes (MSCT)

34 CT Multicorte TC Multicorte (Multislice) denota la habilidad de un tomógrafo para adquirir más de un corte simultáneamente. Objetivo: Disminuir el tiempo total del examen. Abarcar mayor volumen por unidad de tiempo con espesores de corte menores. Monocortes Multicortes Todos los equipos multicortes son de tercera generación, emplean tecnología de anillos deslizantes (slipring) y detectores de estado sólido.

35 Tecnología de los detectores para 16 cortes Modulo detectores Z 24 segmentos X 16 detectores

36 Tecnología de los detectores para 64 cortes Philips Brilliance 64 Philips Brilliance 40 GE 64 VCT Siemens Sensation

37 Tomografía multicorte: ventaja en resolución Quad-Slice Dual-Slice Single-Slice 4x2.5mm; 25 mm/sec 2x5.0mm; 25 mm/sec 10mm; 25 mm/sec 700 mm covertura; 28 sec; 120kV / 130 mas

38 Tomografía multicorte: ventaja en volumen Quad-Slice Dual-Slice Single-Slice 700 mm covertura 350 mm covertura 175 mm covertura 2.5 mm, Pitch=1; 28 sec; 120kV / 130mAs

39 Particularidades de los MSCT

40 Colimación Es un parámetro inherente a la adquisición. Colimación 64x0.5mm irradia 32mm a lo largo de la dirección del eje Z Colimación 32x1mm irradia 32mm a lo largo de la dirección del eje Z Punto Focal del tubo de rayos X.. Colimador pre-paciente _ Monocorte Colimador post-paciente Multicortes

41 Espesor de corte Es un parámetro inherente a la reconstrucción; no se pueden reconstruir imágenes con espesores de corte inferiores al espesor de corte de la adquisición A partir de 64x0.5mm se puede reconstruir a 0.5mm, 1mm, 2mmm, 4mm, etc A partir de 32x1mm no se puede reconstruir a 0.5mm; solo es posible a 1mm, 2mm, 4mm, etc. Modo Colimación Espesor de corte Axial Single- Slice 1.5, 3.0, 6.0 mm 1.5, 3.0, 6.0 mm Axial Quad-Slice 4 x 0.75 mm 0.75, 1.5, 3.0 mm 4 x 1.5 mm 1.5, 3.0, 6.0 mm 4 x 3.0 mm 3.0, 6.0, 12.0 mm 4 x 6.0 mm 6.0, 12.0 mm Axial Octo-Slice 8 x 3.0 mm 3.0, 6.0, 12.0 mm Axial Hexadecimal 16 x 0.75 mm 0.75, 1.5, 3.0 mm 16 x 1.5 mm 1.5, 3.0, 6.0 mm

42 Pitch Indice de avance de la mesa durante una rotación completa del gantry respecto al espesor del corte (colimación). Monocortes: Numero de cortes por rotación es igual a uno. Multicortes: El término (Número de cortes por rotación) x (Espesor de corte) es igual a la colimación.

43 Pos-procesamiento Utiliza técnicas de reformatear la imagen: sagital / coronal, oblicuo, curvo y visualización de espesor variable que orienta el radiólogo para especiales estructuras anatómicas. Otros métodos muy útiles son: interpretación de volumen (volume rendering), interpretación de superficie (surface rendering) y imagen fisiológica (CT perfusion). Parámetros de adquisición que afectan más directamente la calidad del procesamiento son: espesor de corte y intervalo entre cortes. Pitch grande introduce artefactos (ej. tipo las bandas de cebra). La habilidad del multicortes cubrir grandes áreas rápidamente resulta en muchos cortes finos con pequeños intervalos y producen resultados extraños de pos procesamiento.

44 Pos-procesamiento En general, el proceso de reformulación no altera los voxels, al contrario estos utilizan los voxels en proyecciones fuera del eje El término reconstrucción nos es correcto en este contexto El proceso de reconstrucción en CT, se refiere al proceso que convierte los datos de las proyecciones en una imagen axial Pos-procesar (reformatear) sólo consiste en mostrar las imágenes producidas a partir de la reconstrucción en una orientación distinta de la que fueron originalmente producidas.

45 Reformatear: Proceso Coronal y Sagital La secuencia de imágenes axiales pueden ser utilizadas para formar un conjunto vertical. "Mediante un muestreo de un conjunto tri-dimensional de los números de CT a lo largo del plano Y-Z, pueden ser generados proyecciones sagitales. Del mismo modo, la toma de muestras en el plano x-z crea proyecciones coronales

46 Proceso de reformateado Curvo (a) imagen reformateada de un Volumen Lateral transparente a partir de imágenes axiales muestra un molar impactado (flecha). (b,c) imágenes axiales fueran utilizadas para localizar el canal del nervio alveolar y definir la curva de curva de formato (línea gris en c) (d) Puede se observar en la imagen reformateada curvada el canal del nervio dentario en su totalidad (línea gris). (e) Imagen del plano sólo lingual para el canal del nervio dentario revela el impacto molar (flecha).

47 Gracias! Ileana Fleitas Estévez