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Tomografía computarizada: convencional, tomografía computarizada espiral
Último revisado: 06.07.2025
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La tomografía computarizada es un tipo especial de examen radiográfico que se realiza midiendo indirectamente la atenuación o debilitamiento de los rayos X desde diversas posiciones definidas alrededor del paciente examinado. En esencia, todo lo que sabemos es:
- lo que sale del tubo de rayos X,
- que llega al detector y
- ¿Cuál es la ubicación del tubo de rayos X y el detector en cada posición?
Todo lo demás se deduce de esta información. La mayoría de las secciones de TC están orientadas verticalmente respecto al eje del cuerpo. Suelen denominarse secciones axiales o transversales. En cada sección, el tubo de rayos X gira alrededor del paciente; el grosor de la sección se selecciona previamente. La mayoría de los escáneres de TC funcionan según el principio de rotación constante con una divergencia en abanico de los haces. En este caso, el tubo de rayos X y el detector están acoplados rígidamente, y sus movimientos de rotación alrededor del área escaneada se producen simultáneamente con la emisión y la captura de rayos X. Así, los rayos X, al atravesar al paciente, llegan a los detectores ubicados en el lado opuesto. La divergencia en abanico se produce en un rango de 40° a 60°, según el diseño del dispositivo, y está determinada por el ángulo que parte del punto focal del tubo de rayos X y se expande en forma de sector hasta los límites exteriores de la fila de detectores. Normalmente, se forma una imagen con cada rotación de 360°; los datos obtenidos son suficientes para ello. Durante la exploración, se miden los coeficientes de atenuación en numerosos puntos, formando un perfil de atenuación. De hecho, los perfiles de atenuación no son más que un conjunto de señales recibidas de todos los canales del detector desde un ángulo determinado del sistema tubo-detector. Los escáneres TC modernos son capaces de transmitir y recopilar datos de aproximadamente 1400 posiciones del sistema tubo-detector en un círculo de 360°, o aproximadamente 4 posiciones por grado. Cada perfil de atenuación incluye mediciones de 1500 canales del detector, es decir, aproximadamente 30 canales por grado, asumiendo un ángulo de divergencia del haz de 50°. Al comienzo del examen, mientras la mesa del paciente se mueve a velocidad constante hacia el gantry, se obtiene una radiografía digital (un "escanograma" o "topograma"), en la que se pueden planificar posteriormente las secciones necesarias. Para el examen TC de la columna vertebral o la cabeza, el gantry se gira al ángulo deseado, logrando así una orientación óptima de las secciones.
La tomografía computarizada utiliza lecturas complejas de un sensor de rayos X que gira alrededor del paciente para producir una gran cantidad de imágenes de profundidad específica (tomogramas), que se digitalizan y se convierten en imágenes transversales. La TC proporciona información bidimensional y tridimensional que no es posible con radiografías simples y con una resolución de contraste mucho mayor. Como resultado, la TC se ha convertido en el nuevo estándar para obtener imágenes de la mayoría de las estructuras intracraneales, de cabeza y cuello, intratorácicas e intraabdominales.
Los primeros escáneres de TC utilizaban un solo sensor de rayos X, y el paciente se desplazaba por el escáner gradualmente, deteniéndose para cada imagen. Este método ha sido reemplazado en gran medida por la TC helicoidal: el paciente se mueve continuamente a través del escáner, que gira y toma imágenes continuamente. La TC helicoidal reduce considerablemente el tiempo de obtención de imágenes y el grosor de la placa. El uso de escáneres con múltiples sensores (de 4 a 64 filas de sensores de rayos X) reduce aún más el tiempo de obtención de imágenes y permite obtener grosores de placa inferiores a 1 mm.
Con tanta información mostrada, las imágenes pueden reconstruirse desde prácticamente cualquier ángulo (como en la resonancia magnética) y utilizarse para generar imágenes tridimensionales, manteniendo al mismo tiempo una solución de diagnóstico por imagen. Las aplicaciones clínicas incluyen la angiografía por TC (p. ej., para evaluar la embolia pulmonar) y la imagen cardíaca (p. ej., la angiografía coronaria, para evaluar el endurecimiento de las arterias coronarias). La TC de haz de electrones, otro tipo de TC rápida, también puede utilizarse para evaluar el endurecimiento de las arterias coronarias.
Las tomografías computarizadas (TC) pueden obtenerse con o sin contraste. La TC sin contraste puede detectar hemorragias agudas (que se ven blancas brillantes) y caracterizar fracturas óseas. La TC con contraste utiliza contraste intravenoso u oral, o ambos. El contraste intravenoso, similar al utilizado en las radiografías simples, se utiliza para visualizar tumores, infecciones, inflamación y lesiones de tejidos blandos, así como para evaluar el sistema vascular, como en casos de sospecha de embolia pulmonar, aneurisma aórtico o disección aórtica. La excreción renal de contraste permite evaluar el sistema genitourinario. Para obtener información sobre las reacciones al contraste y su interpretación, consulte:
Se utiliza contraste oral para visualizar la zona abdominal; esto ayuda a separar la estructura intestinal de la estructura circundante. El contraste oral estándar, yodo bario, puede utilizarse cuando se sospecha perforación intestinal (p. ej., debido a un traumatismo); se debe utilizar contraste de baja osmolaridad cuando el riesgo de aspiración es alto.
La exposición a la radiación es un aspecto importante al utilizar la TC. La dosis de radiación de una TC abdominal de rutina es de 200 a 300 veces mayor que la dosis de radiación recibida de una radiografía de tórax típica. La TC es actualmente la fuente más común de radiación artificial para la mayoría de la población y representa más de dos tercios de la exposición total a la radiación médica. Este grado de exposición humana no es trivial; se estima que el riesgo de exposición a la radiación a lo largo de la vida para los niños expuestos a la TC hoy en día es mucho mayor que el de los adultos. Por lo tanto, la necesidad de una TC debe sopesarse cuidadosamente frente al riesgo potencial para cada paciente.
Tomografía computarizada multicorte
Tomografía computarizada espiral multidetector (tomografía computarizada multicorte)
Los escáneres TC con detector multifila son de última generación. Frente al tubo de rayos X, hay varias filas de detectores. Esto permite una reducción significativa del tiempo de examen y una mejor resolución de contraste, lo que permite, por ejemplo, una visualización más nítida de los vasos sanguíneos contrastados. Las filas de detectores del eje Z, frente al tubo de rayos X, tienen diferentes anchuras: la fila exterior es más ancha que la interior. Esto proporciona mejores condiciones para la reconstrucción de imágenes tras la toma de datos.
Comparación entre la tomografía computarizada tradicional y la espiral
Las tomografías computarizadas convencionales adquieren una serie de imágenes secuenciales y equidistantes de una parte específica del cuerpo, como el abdomen o la cabeza. Se requiere una breve pausa después de cada corte para avanzar la mesa con el paciente a la siguiente posición predeterminada. El grosor y el espaciado entre cortes están predeterminados. Los datos brutos de cada nivel se almacenan por separado. Una breve pausa entre cortes permite al paciente consciente respirar, evitando así artefactos respiratorios macroscópicos en la imagen. Sin embargo, el examen puede durar varios minutos, dependiendo del área de escaneo y del tamaño del paciente. Es importante cronometrar la adquisición de imágenes después de la cesárea intravenosa, lo cual es especialmente importante para evaluar los efectos de la perfusión. La TC es el método de elección para obtener una imagen axial 2D completa del cuerpo sin la interferencia del hueso o el aire que se observa en las radiografías convencionales.
En la tomografía computarizada espiral con detectores de una y varias filas (TCMS), la adquisición de datos del examen del paciente se realiza de forma continua durante el avance de la mesa hacia el gantry. El tubo de rayos X describe una trayectoria helicoidal alrededor del paciente. El avance de la mesa se coordina con el tiempo que tarda el tubo en girar 360° (espiral); la adquisición de datos continúa de forma continua. Esta técnica moderna mejora significativamente la tomografía, ya que los artefactos de respiración y el ruido no afectan al conjunto de datos de forma tan significativa como en la tomografía computarizada tradicional. Se utiliza una única base de datos sin procesar para reconstruir cortes de diferentes grosores e intervalos. La superposición parcial de secciones mejora la capacidad de reconstrucción.
La recopilación de datos para una gammagrafía abdominal completa toma de 1 a 2 minutos: 2 o 3 espirales, cada una con una duración de 10 a 20 segundos. Este tiempo se debe a la capacidad del paciente para contener la respiración y a la necesidad de enfriar el tubo de rayos X. Se requiere tiempo adicional para reconstruir la imagen. Al evaluar la función renal, se requiere una breve pausa después de la administración del medio de contraste para permitir su excreción.
Otra ventaja importante del método espiral es la capacidad de detectar formaciones patológicas de menor grosor que el corte. Las metástasis hepáticas pequeñas pueden pasar desapercibidas si no se encuentran en el corte debido a la respiración irregular del paciente durante la exploración. Las metástasis se detectan fácilmente a partir de los datos brutos del método espiral al reconstruir cortes obtenidos con secciones superpuestas.
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Resolución espacial
La reconstrucción de imágenes se basa en las diferencias de contraste de las estructuras individuales. Sobre esta base, se crea una matriz de imagen del área de visualización de 512 x 512 o más elementos de imagen (píxeles). Los píxeles aparecen en la pantalla como áreas de diferentes tonos de gris según su coeficiente de atenuación. De hecho, ni siquiera son cuadrados, sino cubos (vóxeles = elementos volumétricos) cuya longitud, a lo largo del eje del cuerpo, corresponde al grosor del corte.
La calidad de la imagen mejora con vóxeles más pequeños, pero esto solo afecta a la resolución espacial; un mayor adelgazamiento del corte reduce la relación señal-ruido. Otra desventaja de los cortes finos es la mayor dosis de radiación al paciente. Sin embargo, los vóxeles pequeños con dimensiones iguales en las tres dimensiones (vóxel isotrópico) ofrecen ventajas significativas: la reconstrucción multiplanar (MPR) en proyecciones coronal, sagital u otras se presenta en la imagen sin contorno escalonado. El uso de vóxeles de dimensiones desiguales (vóxeles anisotrópicos) para la MPR provoca la aparición de irregularidades en la imagen reconstruida. Por ejemplo, puede resultar difícil descartar una fractura.
Paso en espiral
El paso de la espiral define el grado de movimiento de la mesa en mm por rotación y el grosor del corte. Un movimiento lento de la mesa forma una espiral comprimida. La aceleración del movimiento de la mesa, sin modificar el grosor del corte ni la velocidad de rotación, crea espacio entre los cortes de la espiral resultante.
En la mayoría de los casos, el paso de espiral se entiende como la relación entre el movimiento (avance) de la mesa durante la rotación del pórtico, expresado en mm, y la colimación, también expresada en mm.
Dado que las dimensiones (mm) del numerador y el denominador están equilibradas, el paso de hélice es una cantidad adimensional. En el caso de la MSCT, el llamado paso de hélice volumétrico suele considerarse como la relación entre el avance de la mesa y un solo corte, en lugar del número total de cortes a lo largo del eje Z. En el ejemplo anterior, el paso de hélice volumétrico es 16 (24 mm / 1,5 mm). Sin embargo, se tiende a volver a la primera definición del paso de hélice.
Los nuevos escáneres ofrecen la opción de seleccionar una extensión cráneocaudal (eje Z) del área de estudio en el topograma. Además, el tiempo de rotación del tubo, la colimación de corte (corte fino o grueso) y el tiempo de estudio (intervalo de apnea) se ajustan según sea necesario. Programas como SureView calculan la inclinación de espiral adecuada, generalmente estableciendo un valor entre 0,5 y 2,0.
Colimación de cortes: Resolución a lo largo del eje Z
La resolución de la imagen (a lo largo del eje Z o del eje corporal del paciente) también puede adaptarse a la tarea diagnóstica específica mediante colimación. Los cortes de 5 a 8 mm de grosor son totalmente compatibles con la exploración abdominal estándar. Sin embargo, la localización precisa de pequeños fragmentos de fractura ósea o la evaluación de alteraciones pulmonares sutiles requieren el uso de cortes finos (de 0,5 a 2 mm). ¿Qué determina el grosor del corte?
El término colimación se define como la obtención de un corte fino o grueso a lo largo del eje longitudinal del cuerpo del paciente (eje Z). El médico puede limitar la divergencia en abanico del haz de radiación del tubo de rayos X con un colimador. El tamaño de la abertura del colimador regula el paso de los rayos que inciden en los detectores detrás del paciente, en un haz amplio o estrecho. El estrechamiento del haz de radiación mejora la resolución espacial a lo largo del eje Z del paciente. El colimador puede ubicarse no solo inmediatamente a la salida del tubo, sino también directamente delante de los detectores, es decir, "detrás" del paciente visto desde el lateral de la fuente de rayos X.
Un sistema dependiente de la apertura del colimador con una fila de detectores detrás del paciente (corte único) puede producir cortes de 10 mm, 8 mm, 5 mm o incluso 1 mm. La tomografía computarizada (TC) con cortes muy finos se denomina "TC de alta resolución" (TCAR). Si el grosor del corte es inferior a un milímetro, se denomina "TC de ultraalta resolución" (TCUHR). La TCUHR, utilizada para examinar el hueso petroso con cortes de aproximadamente 0,5 mm, revela finas líneas de fractura que atraviesan la base del cráneo o los huesecillos auditivos en la cavidad timpánica. En el hígado, se utiliza una resolución de alto contraste para detectar metástasis, lo que requiere cortes de grosor ligeramente mayor.
Esquemas de colocación de detectores
El desarrollo posterior de la tecnología espiral de corte único condujo a la introducción de técnicas multicorte (multiespiral), que utilizan no una, sino varias filas de detectores ubicadas perpendicularmente al eje Z, frente a la fuente de rayos X. Esto permite recopilar datos simultáneamente de varias secciones.
Debido a la divergencia en abanico de la radiación, las filas de detectores deben tener diferentes anchos. La disposición de los detectores permite que su ancho aumente desde el centro hacia el borde, lo que permite obtener diferentes combinaciones de grosor y número de cortes.
Por ejemplo, un estudio de 16 cortes puede realizarse con 16 cortes finos de alta resolución (para Siemens Sensation 16, esta es la técnica de 16 x 0,75 mm) o con 16 secciones del doble de grosor. Para la angiografía por TC iliofemoral, es preferible obtener un corte de volumen en un ciclo a lo largo del eje Z. En este caso, el ancho de colimación es de 16 x 1,5 mm.
El desarrollo de los escáneres de TC no se limitó a los 16 cortes. La recopilación de datos puede acelerarse mediante el uso de escáneres con 32 y 64 filas de detectores. Sin embargo, la tendencia hacia cortes más delgados conlleva mayores dosis de radiación para el paciente, lo que requiere medidas adicionales, ya factibles, para reducir la exposición a la radiación.
Al examinar el hígado y el páncreas, muchos especialistas prefieren reducir el grosor del corte de 10 a 3 mm para mejorar la nitidez de la imagen. Sin embargo, esto aumenta el nivel de ruido en aproximadamente un 80 %. Por lo tanto, para mantener la calidad de la imagen, es necesario aumentar adicionalmente la intensidad de la corriente en el tubo (es decir, aumentar la intensidad de la corriente (mA) en un 80 %), o bien aumentar el tiempo de escaneo (el producto mAs aumenta).
Algoritmo de reconstrucción de imágenes
La TC espiral presenta una ventaja adicional: durante el proceso de reconstrucción de la imagen, la mayoría de los datos no se miden en un corte específico. En cambio, las mediciones fuera de ese corte se interpolan con la mayoría de los valores cercanos al corte y se convierten en datos específicos del corte. En otras palabras, los resultados del procesamiento de datos cerca del corte son más importantes para reconstruir la imagen de una sección específica.
De esto se desprende un fenómeno interesante. La dosis al paciente (en mGy) se define como mAs por rotación dividido entre el paso de hélice, y la dosis por imagen es igual a mAs por rotación sin tener en cuenta el paso de hélice. Si, por ejemplo, la configuración es de 150 mAs por rotación con un paso de hélice de 1,5, la dosis al paciente es de 100 mAs y la dosis por imagen es de 150 mAs. Por lo tanto, el uso de tecnología helicoidal puede mejorar la resolución de contraste seleccionando un valor alto de mAs. Esto permite aumentar el contraste de la imagen y la resolución del tejido (claridad de la imagen) al reducir el grosor del corte, y seleccionar un paso y una longitud de intervalo de hélice que reduzcan la dosis al paciente. De esta manera, se puede obtener un gran número de cortes sin aumentar la dosis ni la carga del tubo de rayos X.
Esta tecnología es especialmente importante a la hora de convertir los datos obtenidos en reconstrucciones bidimensionales (sagital, curvilínea, coronal) o tridimensionales.
Los datos de medición de los detectores se transmiten, perfil por perfil, a la electrónica del detector como señales eléctricas correspondientes a la atenuación real de los rayos X. Estas señales se digitalizan y se envían al procesador de vídeo. En esta etapa de la reconstrucción de la imagen, se utiliza un método de "canalización" que consiste en preprocesamiento, filtrado e ingeniería inversa.
El preprocesamiento incluye todas las correcciones realizadas para preparar los datos adquiridos para la reconstrucción de imágenes. Por ejemplo, la corrección de la corriente oscura, la corrección de la señal de salida, la calibración, la corrección de la trayectoria, el endurecimiento de la radiación, etc. Estas correcciones se realizan para reducir las variaciones en el funcionamiento del tubo y los detectores.
El filtrado utiliza valores negativos para corregir la borrosidad de la imagen inherente a la ingeniería inversa. Si, por ejemplo, se escanea y reconstruye un maniquí cilíndrico de agua sin filtrar, sus bordes estarán extremadamente borrosos. ¿Qué ocurre al superponer ocho perfiles de atenuación para reconstruir la imagen? Dado que una parte del cilindro se mide mediante dos perfiles superpuestos, se obtiene una imagen con forma de estrella en lugar de un cilindro real. Al introducir valores negativos además del componente positivo de los perfiles de atenuación, los bordes de este cilindro se vuelven nítidos.
La ingeniería inversa redistribuye los datos del escaneo convolucionado en una matriz de imagen bidimensional, mostrando los cortes dañados. Esto se realiza perfil por perfil hasta completar el proceso de reconstrucción de la imagen. La matriz de imagen puede considerarse un tablero de ajedrez, pero está compuesta por 512 x 512 o 1024 x 1024 elementos, comúnmente llamados "píxeles". La ingeniería inversa da como resultado que cada píxel tenga una densidad exacta, que en la pantalla se muestra en diferentes tonos de gris, de claro a oscuro. Cuanto más clara sea el área de la pantalla, mayor será la densidad del tejido dentro del píxel (p. ej., estructuras óseas).
Efecto del voltaje (kV)
Cuando la región anatómica examinada presenta una alta capacidad de absorción (p. ej., TC de cabeza, cintura escapular, columna torácica o lumbar, pelvis o, simplemente, un paciente obeso), se recomienda utilizar un voltaje más alto o, alternativamente, valores de mA más altos. Al seleccionar un voltaje alto en el tubo de rayos X, se aumenta la intensidad de la radiación. En consecuencia, los rayos X penetran con mayor facilidad en la región anatómica con alta capacidad de absorción. La ventaja de este proceso es que se reducen los componentes de baja energía de la radiación que absorben los tejidos del paciente sin afectar la adquisición de la imagen. Para la exploración de niños y el seguimiento del bolo de KB, puede ser recomendable utilizar un voltaje más bajo que en la configuración estándar.
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Corriente del tubo (mAs)
La corriente, medida en miliamperios-segundo (mAs), también afecta la dosis de radiación que recibe el paciente. Un paciente corpulento requiere una mayor corriente en el tubo para obtener una buena imagen. Por lo tanto, un paciente con mayor obesidad recibe una dosis de radiación mayor que, por ejemplo, un niño con un tamaño corporal significativamente menor.
Las zonas con estructuras óseas que absorben y dispersan más la radiación, como la cintura escapular y la pelvis, requieren una corriente de tubo más alta que, por ejemplo, el cuello, el abdomen de una persona delgada o las piernas. Esta dependencia se utiliza activamente en la protección radiológica.
Tiempo de escaneo
Se debe seleccionar el tiempo de exploración más corto posible, especialmente en el abdomen y el tórax, donde las contracciones cardíacas y el peristaltismo intestinal pueden degradar la calidad de la imagen. La calidad de la TC también mejora al reducir la probabilidad de movimientos involuntarios del paciente. Por otro lado, pueden ser necesarios tiempos de exploración más largos para recopilar datos suficientes y maximizar la resolución espacial. En ocasiones, se opta deliberadamente por tiempos de exploración más largos con corriente reducida para prolongar la vida útil del tubo de rayos X.
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Reconstrucción 3D
Dado que la tomografía espiral recopila datos de toda una región del cuerpo del paciente, la visualización de fracturas y vasos sanguíneos ha mejorado significativamente. Se utilizan diversas técnicas de reconstrucción 3D:
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Proyección de máxima intensidad (MIP)
MIP es un método matemático que extrae vóxeles hiperintensos de un conjunto de datos 2D o 3D. Los vóxeles se seleccionan de un conjunto de datos adquiridos desde diferentes ángulos y se proyectan como imágenes 2D. El efecto 3D se obtiene modificando el ángulo de proyección gradualmente y visualizando la imagen reconstruida en rápida sucesión (es decir, en modo de vista dinámica). Este método se utiliza a menudo en la obtención de imágenes de vasos sanguíneos con contraste.
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Reconstrucción Multiplanar (MPR)
Esta técnica permite reconstruir imágenes en cualquier proyección, ya sea coronal, sagital o curvilínea. La MPR es una herramienta valiosa en el diagnóstico de fracturas y la ortopedia. Por ejemplo, los cortes axiales tradicionales no siempre proporcionan información completa sobre las fracturas. Una fractura muy fina sin desplazamiento de fragmentos ni rotura de la placa cortical se puede detectar con mayor eficacia mediante la MPR.
Pantalla sombreada de superficie, SSD
Este método reconstruye la superficie del órgano o hueso definida por encima de un umbral determinado en unidades Hounsfield. La elección del ángulo de imagen, así como la ubicación de la fuente de luz hipotética, es clave para obtener una reconstrucción óptima (la computadora calcula y elimina las zonas de sombra de la imagen). La superficie ósea muestra claramente la fractura del radio distal, demostrada mediante MPR.
La SSD 3D también se utiliza en la planificación quirúrgica, como en el caso de una fractura traumática de columna. Al modificar el ángulo de la imagen, es fácil detectar una fractura por compresión de la columna torácica y evaluar el estado de los agujeros intervertebrales. Estos últimos pueden examinarse en diversas proyecciones. La MPR sagital muestra un fragmento óseo desplazado hacia el canal espinal.
Reglas básicas para la lectura de tomografías computarizadas
- Orientación anatómica
La imagen en el monitor no es solo una representación bidimensional de las estructuras anatómicas, sino que contiene datos sobre la absorción tisular promedio de rayos X, representada por una matriz de 512 x 512 elementos (píxeles). El corte tiene un grosor específico (d S ) y es la suma de elementos cuboides (vóxeles) del mismo tamaño, combinados en una matriz. Esta característica técnica es la base del efecto de volumen parcial, que se explica a continuación. Las imágenes obtenidas generalmente se visualizan desde abajo (desde el lado caudal). Por lo tanto, el lado derecho del paciente está a la izquierda en la imagen y viceversa. Por ejemplo, el hígado, ubicado en la mitad derecha de la cavidad abdominal, está representado en el lado izquierdo de la imagen. Y los órganos ubicados a la izquierda, como el estómago y el bazo, son visibles en la imagen de la derecha. La superficie anterior del cuerpo, en este caso representada por la pared abdominal anterior, se define en la parte superior de la imagen, y la superficie posterior con la columna vertebral está en la parte inferior. El mismo principio de formación de imágenes se utiliza en la radiografía convencional.
- Efectos de volumen parcial
El radiólogo determina el grosor del corte (dS ). Para el examen de las cavidades torácica y abdominal, se suele seleccionar de 8 a 10 mm, y para el cráneo, la columna vertebral, las órbitas y las pirámides de los huesos temporales, de 2 a 5 mm. Por lo tanto, las estructuras pueden ocupar todo el grosor del corte o solo una parte. La intensidad de la coloración de los vóxeles en la escala de grises depende del coeficiente de atenuación promedio de todos sus componentes. Si la estructura tiene la misma forma en todo el grosor del corte, aparecerá claramente delimitada, como en el caso de la aorta abdominal y la vena cava inferior.
El efecto de volumen parcial se produce cuando la estructura no ocupa todo el grosor del corte. Por ejemplo, si el corte incluye solo una parte del cuerpo vertebral y una parte del disco intervertebral, sus contornos no son nítidos. Lo mismo ocurre cuando el órgano se estrecha dentro del corte. Esta es la razón de la poca claridad de los polos renales, la vesícula biliar y la vejiga urinaria.
- Diferencia entre estructuras nodulares y tubulares
Es importante distinguir los ganglios linfáticos agrandados y patológicamente alterados de los vasos y músculos incluidos en el corte transversal. Puede ser muy difícil hacerlo a partir de un solo corte, ya que estas estructuras tienen la misma densidad (y el mismo tono de gris). Por lo tanto, siempre es necesario analizar los cortes adyacentes ubicados más craneal y caudalmente. Al especificar en cuántos cortes es visible una estructura dada, es posible resolver el dilema de si estamos viendo un ganglio agrandado o una estructura tubular más o menos larga: el ganglio linfático se determinará solo en uno o dos cortes y no se visualizará en los adyacentes. La aorta, la vena cava inferior y músculos, como el ilíaco-lumbar, son visibles en toda la serie de imágenes cráneocaudal.
Si se sospecha una formación nodular agrandada en una sección, el médico debe comparar inmediatamente las secciones adyacentes para determinar con claridad si esta "formación" es simplemente un vaso o un músculo en un corte transversal. Esta técnica también es útil porque permite establecer rápidamente el efecto de un volumen privado.
- Densitometría (medición de la densidad del tejido)
Si se desconoce, por ejemplo, si el líquido presente en la cavidad pleural es derrame o sangre, medir su densidad facilita el diagnóstico diferencial. De igual forma, la densitometría puede utilizarse para lesiones focales en el parénquima hepático o renal. Sin embargo, no se recomienda extraer conclusiones basándose en la evaluación de un solo vóxel, ya que estas mediciones no son muy fiables. Para una mayor fiabilidad, es necesario ampliar la «región de interés», compuesta por varios vóxeles en una lesión focal, cualquier estructura o volumen de líquido. El ordenador calcula la densidad media y la desviación estándar.
Se debe tener especial cuidado de no pasar por alto artefactos de endurecimiento ni efectos de volumen parcial. Si una lesión no se extiende por todo el espesor del corte, la medición de densidad incluye las estructuras adyacentes. La densidad de una lesión solo se medirá correctamente si ocupa todo el espesor del corte (dS ). En este caso, es más probable que la medición involucre la propia lesión en lugar de las estructuras adyacentes. Si dS es mayor que el diámetro de la lesión, como en el caso de una lesión pequeña, se producirá un efecto de volumen parcial en cualquier nivel de escaneo.
- Niveles de densidad de diferentes tipos de tejidos.
Los dispositivos modernos pueden cubrir 4096 tonos de gris, que representan diferentes niveles de densidad en unidades Hounsfield (UH). La densidad del agua se consideró arbitrariamente de 0 UH y la del aire de -1000 UH. Una pantalla de monitor puede mostrar un máximo de 256 tonos de gris. Sin embargo, el ojo humano solo puede distinguir unos 20. Dado que el espectro de densidades de los tejidos humanos es más amplio que estos límites, bastante estrechos, es posible seleccionar y ajustar la ventana de imagen para que solo sean visibles los tejidos del rango de densidad deseado.
El nivel de densidad promedio de la ventana debe ajustarse lo más cerca posible del nivel de densidad de los tejidos examinados. El pulmón, debido a su mayor ventilación, se examina mejor en una ventana con valores bajos de UH, mientras que para el tejido óseo, el nivel de la ventana debe aumentarse significativamente. El contraste de la imagen depende del ancho de la ventana: una ventana estrecha ofrece mayor contraste, ya que 20 tonos de gris cubren solo una pequeña parte de la escala de densidad.
Es importante tener en cuenta que el nivel de densidad de casi todos los órganos parenquimatosos se encuentra dentro de los estrechos límites entre 10 y 90 HU. Los pulmones son una excepción, por lo que, como se mencionó anteriormente, se deben establecer parámetros de ventana especiales. Con respecto a las hemorragias, debe tenerse en cuenta que el nivel de densidad de la sangre recientemente coagulada es aproximadamente 30 HU mayor que el de la sangre fresca. Luego, la densidad vuelve a caer en áreas de hemorragia antigua y en áreas de lisis de trombo. El exudado con un contenido de proteína de más de 30 g/L no se distingue fácilmente del trasudado (con un contenido de proteína por debajo de 30 g/L) con los ajustes de ventana estándar. Además, debe decirse que el alto grado de superposición de densidad, por ejemplo en los ganglios linfáticos, el bazo, el músculo y el páncreas, hace que sea imposible establecer la identidad del tejido basándose únicamente en la evaluación de la densidad.
En conclusión, cabe destacar que los valores normales de densidad tisular también varían entre individuos y se modifican bajo la influencia de los medios de contraste en la sangre circulante y en el órgano. Este último aspecto es de particular importancia para el estudio del sistema genitourinario y se refiere a la administración intravenosa de medios de contraste. En este caso, el medio de contraste comienza a excretarse rápidamente por los riñones, lo que provoca un aumento de la densidad del parénquima renal durante la exploración. Este efecto puede utilizarse para evaluar la función renal.
- Documentar la investigación en diferentes ventanas
Una vez obtenida la imagen, es necesario transferirla a película (hacer una copia impresa) para documentar el examen. Por ejemplo, al evaluar el estado del mediastino y los tejidos blandos del tórax, se configura una ventana para que los músculos y el tejido adiposo se visualicen claramente en tonos de gris. En este caso, se utiliza una ventana de tejidos blandos con un centro de 50 HU y un ancho de 350 HU. Como resultado, los tejidos con una densidad de -125 HU (50-350/2) a +225 HU (50+350/2) se representan en gris. Todos los tejidos con una densidad inferior a -125 HU, como el pulmón, aparecen en negro. Los tejidos con una densidad superior a +225 HU son blancos y su estructura interna no está diferenciada.
Si es necesario examinar el parénquima pulmonar, por ejemplo, al descartar formaciones nodulares, el centro de la ventana debe reducirse a -200 UH y el ancho debe aumentarse (2000 UH). Al utilizar esta ventana (ventana pulmonar), se diferencian mejor las estructuras pulmonares de baja densidad.
Para lograr el máximo contraste entre la sustancia gris y blanca del cerebro, se debe seleccionar una ventana cerebral específica. Dado que las densidades de la sustancia gris y blanca difieren muy poco, la ventana de tejido blando debe ser muy estrecha (80-100 UH) y de alto contraste, con su centro en el punto medio de los valores de densidad del tejido cerebral (35 UH). Con esta configuración, es imposible examinar los huesos del cráneo, ya que todas las estructuras con una densidad superior a 75-85 UH aparecen blancas. Por lo tanto, el centro y la anchura de la ventana ósea deben ser significativamente mayores: aproximadamente 300 UH y 1500 UH, respectivamente. Las metástasis en el hueso occipital solo se visualizan con la ventana ósea, pero no con la ventana cerebral. Por otro lado, el cerebro es prácticamente invisible en la ventana ósea, por lo que las pequeñas metástasis en la sustancia cerebral no serán perceptibles. Es importante recordar siempre estos detalles técnicos, ya que, en la mayoría de los casos, las imágenes de todas las ventanas no se transfieren a película. El médico que realiza el examen visualiza las imágenes en la pantalla en todas las ventanas para no perder signos importantes de la patología.