UNIVERSIDAD NACIONAL DE SAN MARTIN TECNICATURA UNIVERSITARIA EN DIAGNOSTICO POR IMAGENES
ALUMNA: SOTO CECILIA BÁRBARA. COORDINADORA COORDINADORA TDI: PÉREZ AMALIA.
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Introducción. Objetivo. Parámetros básicos en imágenes por TC. Principios de tomografía helicoidal. Principios de tomografía Multislice (MSCT: múltiples cortes): 2.3.1 Resolución. 2.3.2 Velocidad. 2.3.3 Volumen. Aspectos técnicos de un tomógrafo MSCT: 3.1.1 factor Pitch. 3.1.2 Tiempo de rotación y Velocidad de adquisición de corte (SAR). 3.1.3 Interdetector GAP. 3.1.4 diseño adaptativo del detector. Calidad de imagen. 4.1.1 Artefactos. 4.1.2 Exposición radiográfica. Reconstrucción de la imagen. Aplicaciones de la MSCT. Modelos de equipos. Parámetros técnicos. Conclusión. Referencias.
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1.1 El tomógrafo computado Multislice (MSCT) ha sido el avance principal en la práctica de tomografía computada (TC). Ha facilitado usos existentes y ha ampliado los límites de la TC en nuevas áreas, como por ejemplo, estudios vasculares de cualquier territorio dando verdaderas angiografías por TC. Ha logrado un impacto significativo en el diagnostico clínico de la enfermedad, debido a sus reconstrucciones en dos y tres dimensiones en color o blanco y negro, logrando un excelente detalle anatómico. Además esta nueva tecnología tiene implicaciones significativas en la dosis de radiación administrada al paciente, debido a que permite obtener varias imágenes en forma simultánea, en tiempos inferiores al segundo. Por otro lado, posibilita excelentes estudios contrastados mediante bombas inyectoras sincronizadas con el tomógrafo. El objetivo de este trabajo será explicitar los principios técnicos del MSCT y sus principales aplicaciones en la práctica médica. Se analizarán las ventajas de trabajar con un tomógrafo de estas características, comparándolo con un tomógrafo helicoidal.
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2.1
Componentes del sistema: Tomógrafos de tercera generación. El tubo de rayos X y la fila de detectores giran en movimientos concéntricos de 360º, estrictamente acoplados, rotan continuamente, mientras los rayos X son emitidos y detectados. El número de detectores comprende entre 300 y 600, el ancho del haz se abre en un abanico, cuya apertura oscila entre los 30º y 60°.
Sea cual sea el tipo de tomógrafo que se utilice, en su diseño cabe distinguir sus componentes principales: Gantry. Contiene el tubo de rayos X, la fila de detectores, el generador, la camilla de soporte del paciente y los soportes mecánicos (por Ej. Censores de posición y velocidad, elementos que producen la rotación del tubo y la inclinación del gantry). Estos componentes se controlan mediante señales electrónicas transmitidas por una computadora de acuerdo a las órdenes ingresadas desde la consola del operador. Tubo de rayos x: Se utilizan tubos con pequeña mancha focal, alta disipación calórica, de ánodo giratorio y refrigerado por aceite. Detectores: Deben comprender una buena eficiencia geométrica, cuántica y de conversión, gran estabilidad, amplio rango dinámico, poca dependencia de la temperatura y bajos tiempos de decaimiento. Los más utilizados son: cristal de centelleo con fotodiodo semiconductor y cámaras de xenón con alta presión. En los equipos actuales se utilizan detectores de cerámicas especiales, mucho más rápidas y estables que los cristales. Generador : Puede ser de alta o baja frecuencia, emitiendo radiación continua o pulsada, sin embargo suele utilizarse generadores de radiación continua con KeV constante. En los equipos modernos solo se utilizan los de alta frecuencia.
Sistema de adquisición de datos: DAS (del inglés Data Adquisition Sistem) Compuesto por: Detector : Encargado de hacer, por medio de un fotodiodo, la conversión de la señal de radiación en señal eléctrica. Amplificador : Encargado de amplificar las señales entregadas por los detectores, Integrador : Integra el valor de dosis durante un cierto tiempo. Convertidor analógico-digital : Realiza la conversión analógico-digital.
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Reconstrucción de la imagen : Método Iterativo: Se utiliza en TC de 1ª generación. Es un método de aproximaciones sucesivas en el cual se parte de una imagen sin corrección y luego se van aplicando correcciones hasta llegar con la mayor aproximación a los valores de los rayo-suma (sumatoria de la atenuación presente a lo largo del rayo dentro de la región a estudiar) a la ves que se aplican factores de corrección (simultanea, rayo por rayo, o punto por punto). Método Analítico: Se basa en el uso de fórmulas exactas para la reconstrucción de la imagen. Tiene varias posibilidades pero la más usada es el método de retroproyección filtrada , este método calcula la transformada de fourier, aplica un filtro rampa (cuya finalidad es reducir el artefacto estrella, propio de la retroproyección filtrada) y algún otro del tipo pasa bajo, ambos en el espacio de frecuencias, y por último calcula la transformada inversa de Fourier. En algunos casos, esta imagen es nuevamente filtrada mediante un filtro KERNEL. Su finalidad es resaltar los datos de la imagen que puedan tener alguna importancia diagnóstica y reducir el ruido estadístico. Los filtros Kernel son formulas matemáticas y hay distintos tipos de filtros, se seleccionan dependiendo de lo que más nos interese ver. Los filtros más importantes son: Sharp: realza bordes de estructuras de muy distinto coeficiente de atenuación. Realce de bordes: realza la diferencia entre bordes, realza más la diferencia de contraste entre estructuras de parecido coeficiente de atenuación. Suavizado: lo que hace es disminuir los artefactos debidos al ruido estadístico, va a limar diferencias.
Calidad de imagen La imagen tomográfica tiene que ser lo mas fiel posible a las características que desee describir de un órgano o sistema en particular, con un mínimo de exposición a la radiación. La calidad de imagen se ve afectada por: Características y funcionamiento del equipo Parámetros seleccionados para la adquisición de imagen: Kv, mAs, ancho de corte, tiempo de scan. Parámetros seleccionados para el procesamiento de la imagen: matriz de reconstrucción, Kernel, ventana. Paciente: características físicas, movimientos, posicionamiento, implantes metálicos. Parámetros importantes para la evaluación de la calidad de imagen: Resolución Espacial: Es la capacidad de todo método de imagen, de discriminar imágenes de objetos pequeños muy cercanos entre si. Se expresa en mm o pares de líneas/cm. Se describe en términos de FWHM o anchura total a la mitad del máximo.
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Los factores que influyen son: tamaño de la mancha focal, tamaño de los detectores, matriz, FOV (tamaño del píxel), kernel, espesor de corte, tiempo de scan, numero de proyecciones. Resolución de contraste: Es la capacidad para distinguir estructuras de diferente densidad, sean cuales sean su forma y su tamaño. Traduce los valores de absorción de los Rx (coeficientes de atenuación) por el tejido en cada voxel o píxel.
K Hu : (B1 – B2) / B2 Los factores que influyen son: dosis que llega al detector (dependiendo de la técnica aplicada y características físicas del paciente), filtro kernel y sensibilidad del detector. Ruido del sistema: El ruido estadístico es producido por las fluctuaciones estadísticas propias del fenómeno de radiación, dependiendo del número de fotones que llegan a los detectores (colimación, mAs) y de los ruidos inherentes al equipo (electrónico, computacional) El ruido es perceptible en la imagen final por la presencia de grano. Las imágenes producidas por sistemas de bajo ruido se ven muy lisas, mientras que en sistemas de niveles de ruido elevados parecen manchadas. Por tanto, la resolución de objetos de bajo contraste está limitada por el ruido del equipo de TC. Ruido: 1/ √ Dosis Linealidad: El escáner de TC debe calibrarse frecuentemente para comprobar que la imagen de agua corresponda a un número de HU igual a cero, y que otros tejidos se representen con su valor adecuado. Uniformidad del campo: Utilizando fantomas, se hace una medición de los valores de CT en el centro y bordes del mismo, se observa el valor medio de los píxel y su desviación estándar.
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2.2 La tomografía helicoidal logra el movimiento continuo del paciente a través del gantry combinado con la rotación ininterrumpida del tubo. Llevando una ruta de forma espiral, la adquisición de datos será completa e ininterrumpida. [1] Características:
Rotación continua. Avance de mesa continuo. Algoritmo de reconstrucción especial Alta velocidad de procesamiento de imagen. Mucha memoria de almacenamiento. Reconstrucción de imágenes volumétricas.
Principales ventajas:
Eliminación de la pausa interscan. Debido a la rotación continua e ininterrumpida del tubo de Rx, alrededor del paciente.
Reducción de artefactos debido a movimientos. La TC helicoidal es alrededor de 10 veces más rápida que la TC convencional lo cual es de gran utilidad en estudios pediátricos y en pacientes de edad avanzada o en estado crítico.
Estudia volumen completo en tiempos cortos. La adquisición volumétrica permite también efectuar reconstrucciones de alta calidad, en forma muy rápida y en distintos planos.
Mayor contraste. La elevada velocidad permite también que todo el estudio pueda efectuarse en los momentos en que el medio de contraste yodado alcanza su mayor concentración y con ello consigue una mejor opacidad de los órganos estudiados y consiguiente ahorro en la cantidad de contraste usado.
Se eliminan los efectos de la diferencia de profundidad inspiratoria. Dada su gran velocidad el examen se realiza habitualmente en una sola inspiración evitándose así los problemas derivados de las áreas que quedan sin ser estudiadas por diferencias en la respiración.
Reconstrucción de cortes en varios planos. Mejores reconstrucciones 3D y multiplanares. -Ver algoritmos de interpolación-
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Desventajas:
Geometría de corte diferente. No hay localización definida de corte. En imágenes espirales, el punto final de una rotación completa de 360º no se conecta con el punto inicial ya que el paciente ha estado moviéndose mientras el tubo ha estado rotando. Estos problemas se solucionan utilizando técnicas de postprocesamiento que convierten los datos helicoidales en planares para luego aplicar las técnicas convencionales de reconstrucción.
Utiliza técnicas de postprocesamiento que convierten los datos helicoidales en planares para luego aplicar las técnicas convencionales de reconstrucción. El tiempo que se requiere para completar un estudio de TC espiral, desde el inicio del scan a la producción de imágenes, es esencialmente una suma de 2 componentes: el tiempo que lleva el scan y el necesario para reconstruir las imágenes individuales de 2D desde datos 3D (tiempo de reconstrucción de la imagen). -Ver algoritmos de interpolación
Aumento de ancho de corte efectivo. Está dado por la apertura del colimador y la velocidad de la mesa. El volumen de scan, la colimación y el incremento de corte están relacionados con el número de imágenes que se generan, y el tiempo de reconstrucción del estudio.
Mayor desgaste del tubo de Rx. Dado que la Tc helicoidal no tiene pausa interscan, pero usa menores dosis de Rx que la Tc convencional, y esto tiende a producir imágenes algo más granulosas, con el consiguiente deterioro en la calidad de la imagen, lo que es especialmente evidente y limitante en pacientes obesos donde los estudios requieren de una mayor dosis de Rx.
[2] Algoritmos de interpolación : Los algoritmos matemáticos son, con los cuales se logran imágenes axiales 2D generadas a partir de los datos espirales (3D volumétricos). Los dos algoritmos mas comúnmente usados son los algoritmos de interpolación lineal de 360º y 180º. En algoritmos de 360º, la información necesaria para generar una imagen axial en el eje Z se reúne desde 2 puntos, separados por una rotación de 360º, que se localizan en la misma posición angular en el mismo ciclo espiral, uno en frente del eje Z y el otro justo después de el. El uso de este tipo de interpolación da lugar a un incremento en el ancho de corte efectivo, por lo tanto una disminución en la resolución espacial Se utiliza para estructuras grandes, se obtiene menor ruido. Gráfico: ZR , es el punto de interés. ZJ Y ZJ+ d, son los puntos vecinos, d es la distancia recorrida por la camilla.
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En algoritmos de interpolación de 180º las imágenes axiales se generan desde la información de proyección reunida durante la mitad de cada rotación de 360º. Esto es posible ya que la información reunida en los primeros 180º de una rotación de 360º es prácticamente la misma que la reunida en los segundos 180º. Se considera la segunda espiral exacta a la inicial pero desplazada una distancia d/2 con respecto a la otra. En una interpolación lineal, las imágenes axiales son generadas luego desde los datos de 2 puntos en la misma posición angular. En una interpolación de orden superior, las imágenes son generadas luego de implementar más de dos puntos, lo cual brindara una estimación mayor para el punto Z deseado. Se utiliza para estructuras más pequeñas, debido a que da como resultado un menor ancho de corte efectivo, por lo tanto, menor distorsión de la imagen pero a expensas de incrementar el ruido. Gráfico: ZR , es el punto de interés. ZJ’ y ZI + d son los puntos con los que se hará la interpolación lineal. ZJ, ZJ’, ZJ + d, Z J’+d son los puntos con los cuales se hará la interpolación de orden superior.
[3] Factor Pitch: El pitch en el scan espiral es la relación del movimiento del paciente a través del gantry (avance de la camilla) durante una rotación de 360º con respecto a la colimación del tubo (espesor de corte). Pitch: avance de camilla por rotación del sistema tubo-detector Espesor de corte. Teniendo en cuenta que el pitch nos da idea de lo estirada o contraída que esta la hélice, se entiende que incrementando el pitch se produce una disminución en la dosis administrada (mientras los demás parámetros no sean alterados) ya que el tiempo total de scan se reduce como resultado de el avance mas rápido del paciente a través del gantry, y el espesor de corte efectivo seria en teoría mayor cuanto mayor es el pitch, ya que el paciente se movería más rápido por el gantry.
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(MSCT):
2.3 2.3.1
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La resolución espacial dentro de un corte 2-D, por ejemplo para una imagen axial típica, es en su mayoría una función de la matriz de imagen (tamaño del píxel). Sin embargo, en tomografía multislice, se puede apreciar el concepto de resolución espacial en el eje longitudinal (z) del paciente, siendo esta una función del ancho de emisión utilizado (colimación) y del pitch. Por ejemplo, si hay que estudiar una lesión de 3mm en un paciente con un tomógrafo helicoidal de simple fila de detectores, usando una colimación de 5mm, y los cortes son reconstruidos en incrementos contiguos de 5mm, es posible que esa lesión de 3mm se quede en el borde entre 2 cortes contiguos de manera que la mitad de ella esta dentro de un corte de 5mm y la otra dentro del siguiente. En esta situación, la lesión puede pasar desapercibida debido al volumen promediado. Si el mismo estudio se obtiene con un tomógrafo multislice, en el mismo tiempo, pero esta vez cada emisión de 5mm genera 2 cortes de 2.5mm, las probabilidades de identificar la lesión aumentaran considerablemente. La mayor importancia de esta propiedad es la capacidad para generar imágenes 3D libres de distorsiones causadas por efectos de volumen parcial, ofreciendo mejor detalle de imagen. Una de las aplicaciones más importantes de esta mayor resolución longitudinal es en angiografía por TC de vasos sanguíneos de pequeño calibre, como en el cerebro. 2.3.2 El tiempo requerido para obtener un scan espiral volumétrico es una función de la longitud del scan y la velocidad a la que el paciente se mueve a través del gantry. Por ejemplo, se tiene que explorar 100mm de una determinada parte del cuerpo con el objetivo de generar secciones contiguas de 5mm de espesor. Si se explora con un tomógrafo helicoidal de simple fila de detectores, y el paciente se mueve a través del gantry a una velocidad de 5mm/seg., el tiempo requerido para cubrir ese área es de 20 seg. Lográndose de esta forma un pitch de 1 (5mm/seg.: 5mm espesor de corte), lo que es deseable porque minimiza el artefacto relacionado con el ensanchamiento de corte en el eje z. En un tomógrafo multislice de scanner dual-slice (doble corte), se puede comenzar con una emisión de Rx. de 10mm de espesor, ya que esta emisión será repartida finalmente en 2 cortes de 5mm. Asumiendo que uno esta interesado aun en usar un pitch de 1 para mantener la resolución longitudinal, el paciente puede ahora moverse a una velocidad de 10mm/seg. A esa velocidad, tomara solo 10 seg. cubrir los 10mm/seg. Si el scan se obtiene con el sistema tour-slice (cuatro cortes), el rayo emitido es de 20mm de espesor, y la velocidad del paciente puede ser incrementada a 20 mm/seg. Se tomaran ahora solo 5 segundos cubrir el mismo área.
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De esta manera, la multiplicidad de los detectores permite usar un rayo emitido de mayor espesor, y proporciona flexibilidad para incrementar la velocidad del paciente a través del gantry (sin incrementar el pitch), de este modo acortando el tiempo actual de scan. Disminuyendo los tiempos de scan se obtienen aplicaciones clínicas en múltiples y diferentes formas. Tiempos de scan mas cortos producen menos artefactos de movimiento, incluyendo a la vez movimientos del paciente y movimientos fisiológicos (Ej.: respiración), y la cobertura durante dichos estudios puede extenderse a mayores áreas. Imágenes dinámicas son más fáciles y más meticulosas ya que numerosas imágenes (dependiendo de la configuración de los detectores) pueden generarse durante el mismo tiempo que requería generar una imagen en un tomógrafo helicoidal de simple fila de detectores. 2.3.3
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El mayor volumen (longitud) que se puede abarcar durante un scan es el producto de la velocidad del paciente a través del gantry y la mayor duración de exploraciones permitidas por el tubo de Rx.
Máxima longitud de scan: velocidad de camilla x máx. tiempo de scan continuo . Por ejemplo, si el paciente se mueve a través del gantry a una velocidad de 5mm/seg., y el tubo permite 90 segundos de scan continuo, entonces se pueden abarcar un máximo de 450mm del paciente. Para un tomógrafo helicoidal de simple fila de detectores operando con un tiempo de rotación de un segundo, el área podría ser cubierta usando una emisión de 5mm de espesor a un pitch de 1, permitiendo la generación de imágenes de 5mm de espesor. En un tomógrafo multislice de scanner “dual-slice” (doble corte), la velocidad del paciente puede incrementarse a 10mm/seg., ya que ahora una emisión de 10mm de espesor será utilizada para generar 2 cortes de 5mm. A una velocidad de paciente de 10mm/seg., en los mismos 90 seg., puede ser abarcado un total de 900mm. Y para el scanner equipado con 4 sets de detectores, el área cubierta podría ser incrementada a 1800mm., siempre que las rotaciones sean contiguas, o sea pitch =1, de otra forma, la fórmula de longitud de scan puede ser escrita en la siguiente forma:
Longitud de scan: SAR x espesor de corte x pitch x tiempo de scan. Donde SAR es la velocidad de adquisición de corte. (Cortes por segundo).
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3.1 3.1.1
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El pitch en TC helicoidal es la relación del movimiento del paciente a través del gantry (avance de la camilla) durante una rotación de 360º con respecto a la colimación del tubo (espesor de corte). Pitch: avance de camilla por rotación del sistema tubo-detector espesor de corte. Para tomógrafos multislice, no es lo mismo, ya que la colimación del tubo no es igual al espesor de corte; porque en una formación doble de detectores, unos 20mm de emisión pueden ser recogidos por 2 detectores, generando 2 cortes de 10mm, mientras que por una formación cuádruple de detectores, puede generar cuatro cortes de 5mm. Por esta razón, además de tener en cuenta el número de filas de detectores que tiene el tomógrafo, se usa el concepto de colimación de emisión de Rx, en lugar de espesor de corte para definir pitch.
Pitch: avance de camilla por rotación del sistema tubo-detector Colimación del haz de Rx /nº de filas de detectores. La velocidad de la camilla y la colimación determinan el pitch. Una menor velocidad de la camilla, resultara en un factor pitch menor a uno (<1), lográndose una adquisición solapada, para una mayor velocidad de la camilla, el pitch será mayor que uno (>1), las adquisiciones serán con ínter espacios, mientras que para un pitch igual a uno (=1), las adquisiciones serán contiguas. 3.1.2 El tiempo de rotación es el tiempo que le lleva al tubo completar una rotación de 360º. Hasta hace poco, este ha sido aproximadamente de un segundo para todos los tomógrafos helicoidales de simple fila de detectores. Sin embargo con tomógrafos multislice ha sido posible reducir los tiempos. Por lo tanto, se considera un nuevo concepto, la velocidad de adquisición de corte (SAR), siendo este el número de cortes que se adquieren por segundo.
SAR: cortes adquiridos por rotación tiempo de rotación. Por ejemplo si un tiempo de rotación de 0.5 segundos se selecciona en el scanner de 8 filas de detectores, seria posible adquirir 4 cortes en 0.5 segundos, u 8 cortes por segundo. Entonces, el SAR refleja la fuerza de potencial de un TC multislice representando el número de filas de detectores utilizados y a la velocidad a la que esta utilización ocurre. El termino SAR se relaciona con la porción de datos volumétricos colectados durante un scan espiral. A mayor SAR, mayor la velocidad potencial de espiralaje a través del volumen de interés.
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Es importante entender que este concepto, no se relaciona con el número de imágenes que se pueden generar en un estudio, ya que este es dependiente de otros factores como colimación, incremento de reconstrucción, pitch y fundamentalmente algoritmo de interpolación. 3.1.3
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En un scanner multislice, los múltiples detectores adyacentes se reúnen a lo largo del eje longitudinal (z) del paciente. El espacio que existe entre estos detectores adyacentes es conocido como “Interdetector GAP”. Esto es importante porque la radiación que cae en estos GAPS, entre dos detectores adyacentes, es desechada. Esta radiación pertenece a la de menor intensidad y no contribuye a la generación de la imagen. Cuantas más formaciones de detectores hallan, mayor el número de GAPS, por lo tanto menor será la eficiencia de la dosis. Por este motivo es importante encontrar el balance óptimo entre flexibilidad y versatilidad por un lado, y alta eficiencia de dosis, por otro.
3.1.4
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La principal ventaja que brinda el sistema de tomografía multislice, radica en que puede medirse varios perfiles de dosis de la emisión de RX simultáneamente, dependiendo de la configuración utilizada. Cada formación de detectores, puede tener distintas configuraciones de adquisición posibles, permitiendo adaptar la resolución en el eje Z al problema clínico. Las configuraciones variaran dependiendo del modelo de equipo, pero en líneas generales las cámaras detectoras se van “ensanchando” desde el centro a la periferia, permitiendo configuraciones de espesores diferentes, según varia el número de cortes adquiridos.
La figura muestra las configuraciones posibles para una formación de 4 y 16 filas de detectores.
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4.1
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Los principales factores que influyen en la calidad de imagen, ya sea en un tomógrafo de simple fila de detectores o multislice, son la resolución espacial y la resolución de densidad. Resolución de densidad: Es la capacidad de diferenciar los coeficientes de atenuación de piezas adyacentes de tejido. Una desviación estándar (б) de estos valores se traduce en la imagen como ruido, influyendo en este el flujo de fotones, la dispersión de RX, el tamaño del voxel, entre otros. Resolución espacial: Es una medida de la representación de estructuras anatómicas. Suele describirse en términos de anchura total a mitad del máximo de altura (FHWM). Este parámetro es la medida de la exactitud con la que se produce un punto en la imagen. A menor FHWM, mejor resolución. La función de transferencia de modulación (FTM) (adquirida luego de hacer la transformada de fourier de la FHWM), representa la fidelidad relativa de la imagen en comparación con el objeto real. Factores que influyen: filtro utilizado en la reconstrucción, espesor de corte, nº de proyecciones, tamaño de la matriz, punto focal del tubo de RX. El espesor de corte es el primer parámetro que afecta la resolución en el eje Z. Un pequeño espesor de corte, Ej. 0.5/0.7 mm, produce datos en 3D excelentes con mínimos artefactos; sin embargo también un pequeño espesor de corte incrementa el tiempo de examen y reduce la eficiencia geométrica del scan, con el último efecto haciéndose más notable en tomógrafos de 4 cortes. La eficiencia geométrica se define como el porcentaje de la relación del espesor nominal total de todos los cortes adquiridos simultáneamente y del FHWM del área irradiada a lo largo del eje Z, dicho en otras palabras porcentaje de radiación que es usado para la reconstrucción de la imagen. Como en TC secuencial, a mayor espesor de corte reconstruido, menor resolución de contraste en la imagen; a menor espesor de corte, mejor resolución espacial. Si el espesor de corte es grande las imágenes pueden ser afectadas por artefacto debido al efecto de volumen parcial en el corte; si el espesor de corte es pequeño (Ej. 1mm) los cortes pueden ser afectados por ruido, por lo tanto es importante encontrar un equilibrio entre ambos parámetros. La emisión de RX antes de ser atenuada por un objeto, tiene un área de mayor o menor intensidad, referida como la máxima emisión (del inglés full beam) y un área con reducción gradual, refiriéndose este último a la penumbra. Para un equipo de TC de corte único, la fila de detectores abarca la emisión de RX total, incluyendo la emisión máxima y la penumbra, su eficiencia geométrica es del 100%; mientras que para la adquisición de datos de equipos multislice, el área de penumbra no es detectada y entonces no se utiliza en la reconstrucción de la imagen. Esto implica una reducción en la eficiencia geométrica.
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Para equipos de 4 cortes la eficiencia geométrica es pobre cuando se compara con equipos de 16 cortes, debido a la cantidad de GAPS. En uno u otro grado, todos los parámetros técnicos en TC impactan en la calidad de imagen. Es importante variarlos en forma apropiada para optimizar el estudio, ósea adaptar las secuencias para obtener los objetivos deseados. Factores técnicos: Son aquellos que se seleccionan antes de hacerse el estudio, y no pueden ser alterados luego de la adquisición de la imagen. Ellos son: mAs, Kv, resolución, tiempo de rotación, colimación, pitch. Factores de procesamiento: Son los parámetros responsables de procesar los datos crudos volumétricos, recolectados durante el estudio, para la obtención de la imagen. Ellos son: algoritmos de reconstrucción, matriz de imagen, incremento en corte de reconstrucción. Factores de tiempo: Son aquellos parámetros que se relacionan con la reconstrucción de la imagen y los tiempos de procesamiento. Ellos son: matriz de imagen, mejoras post-procesamiento, incremento en corte de reconstrucción, colimación, área cubierta.
4.1.1 Se llama artefactos a toda imagen distorsionada y no deseada que afecta a la calidad de imagen. Artefactos en banda o anillos. Borrosidad en bordes o penumbra. Artefactos de estrella. Error parcial de volumen. Endurecimiento del haz (del ingles beam hardening). 15
Los artefactos presentes en TC, tienen como origen distintas causas, por Ej. Los artefactos de banda o anillos, son causados por una ineficiente calibración de los detectores, movimientos del paciente, presencia de objetos metálicos o radiodensos, mientras que un error en la alineación del tubo-detector dará una borrosidad de bordes en la imagen. Un error parcial de volumen se da cuando el voxel esta ocupado por tejidos de absorción muy diferentes, dando imágenes falsas. En MSCT los cortes contiguos pueden estar reconstruidos con un cierto grado de solapamiento, para evitar efectos de volumen parcial o la exclusión de pequeñas lesiones. Como el espesor de los cortes reconstruidos disminuye, el solapamiento pierde importancia para la seguridad de la interpretación. Un grado de solapamiento puede necesitarse para mejorar la calidad de reconstrucción 3D o multiplanar. En tomografía multislice, los artefactos producidos por el movimiento del paciente están reducidos notoriamente, ya que tiene la ventaja de adquirir información volumétrica muy rápido y usualmente en una sola contención de la respiración, además existen algoritmos de reconstrucción correlacionados con electrocardiogramas, para adquirir imágenes cardiacas en una sola fase de movimiento. La adquisición es dependiente de la colimación de emisión, el número de formaciones de detectores disponibles, el pitch y la velocidad de la camilla. Por el endurecimiento del haz de RX, debido a que a medida que este atraviesa el cuerpo, la energía fotónica promedio aumenta hacia el final y la atenuación será menor; se traducirá en la imagen como sombras. Al tener la posibilidad de elegir un campo de visión de estudio (FOV), la filtración de la emisión de RX, reduce los artefactos producidos por el endurecimiento del haz, reduciendo el campo de visión al área de interés de estudio. Debido a que el FOV es el diámetro máximo de la imagen reconstruida, un FOV pequeño proporciona aumento en la resolución espacial porque toda la matriz de reconstrucción se utiliza para una región pequeña. Esto resulta en una reducción del tamaño del píxel.
4.1.2 La exposición radiográfica es el producto de la corriente del tubo y el tiempo de rotación. La exposición radiográfica volumétrica esta corregida por el factor pitch. La exposición radiográfica esta estrechamente relacionada con la calidad de imagen, mas específicamente con el ruido en las imágenes de TC. El ruido es expresado como la desviación estándar de los números HU (unidades de Hounsfield) en una región de interés de una imagen de una parte homogénea de un objeto examinado por TC. En general un incremento del doble de exposición en la región radiográfica puede asumirse que produce una reducción del 30% del ruido, pero por otro lado, una reducción en la exposición al 50% de su valor inicial resultaría en un incremento del 40% en el ruido. Estos valores no son válidos en exposiciones muy bajas, ya que en ese caso otras fuentes de ruido en la imagen deben tenerse en cuenta, como por ejemplo el ruido electrónico.
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El ruido también aumenta con el incremento del factor pitch asumiendo una exposición constante. Por lo tanto, es esencial que los estudios se realicen a un nivel optimizado de exposición radiográfica. Dependiendo del tamaño del paciente, la misma exposición radiográfica puede llevar a diferentes valores de dosis efectiva, y también hay que tener en cuenta que la exposición radiográfica para un tipo de tomógrafo no debe compararse con otro tipo, ya que la diferencias en el diseño (por Ej. Filtración del tubo, colimación y geometría del haz de emisión) causan diferencias en la característica del rayo de emisión. En orden de conseguir una calidad de imagen consistente para pacientes de diferente tamaño, la exposición radiográfica debe ser adaptada a la física de cada paciente. Idealmente la exposición radiográfica óptima debe ser estabilizada por medio de un control automático de exposición, y esta función esta disponible en modelos recientes de tomógrafos multislice. El control automático de exposición provee al usuario de una herramienta para adaptar la exposición radiográfica al tamaño del paciente. Puede también adaptar la exposición radiográfica al área del cuerpo, Ej. Proporciona durante una TC de tórax, mayor exposición a nivel de los hombros y menor exposición a nivel de los pulmones. Sistemas avanzados de control de exposición radiográfica modulan la exposición durante cada rotación, Ej. Incrementando la exposición para proyecciones laterales y disminuyéndola para proyecciones frontales. El control automático de exposición intenta mantener una calidad de imagen similar para pacientes de diferente tamaño y lograr un óptimo uso de la radiación.
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5.1 La MSCT difiere de la TC secuencial, en que separa conceptualmente exposición radiológica de la reconstrucción de imagen. En TC secuencial la colimación de la emisión define las características de las principales imágenes reconstruidas. En MSCT la reconstrucción de la imagen puede ser independiente de las características de emisión de la exposición usada para adquirir el volumen de datos. La MSCT permite producir de un volumen de interés cortes de diferentes espesores, características y niveles. El corte primario de reconstrucción estará usualmente en el plano axial y consistirá de la sección más fina y de la mejor resolución disponible. El espesor de corte define las dimensiones en el eje Z de la imagen reconstruida, combinadas con el tamaño de píxel para definir el tamaño del voxel. En MSCT la información volumétrica puede usarse para producir cortes axiales de variado espesor, o imágenes en diferentes planos, como sagital y coronal, por reformateo multiplanar. Cualquier número o combinación de estas imágenes puede extraerse de la información, sin exposición adicional del paciente. Esta flexibilidad permite al radiólogo seleccionar el plano de imagen y las características mas apropiadas para la indicación clínica. Por Ej. En angiografía por MSCT, las imágenes se reconstruyen siguiendo el curso del vaso y las proyecciones de máxima intensidad pueden ser más apropiadas para la evaluación que los cortes axiales convencionales. Los programas de software disponible en la mayoría de los sistemas ahora permiten un rango amplio de aproximaciones para la visualización de la información original. El concepto de adquisición volumétrica en TC helicoidal hace posible referirse a la reconstrucción de imagen axial como una aplicación de la reconstrucción planar dentro de una capacidad multiplanar. Algoritmo de interpolación: El algoritmo de reconstrucción, se define como el procedimiento matemático usado para la convolución de los perfiles de atenuación y reconstrucción de la imagen TC. El principio de la interpolación Z es independiente del número (n) de cortes adquiridos simultáneamente. En cada caso y para cada posición angular, los dos valores medidos de la multiplicidad de datos, se seleccionan para la interpolación Z lo más cerca posible antes y detrás de la posición deseada. (Ver imagen) El algoritmo utilizado es 180º MLI, las imágenes son generadas luego de implementar más de dos puntos, lo cual brindara una estimación mayor para el punto Z deseado, manteniendo los perfiles tan delgados como sea posible.
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Filtros Z en MSCT (180º MFI): La introducción de la multiplicidad de filas de detectores y a su vez la posibilidad de adquirir varios cortes por rotación han creado un popular y practico selector efectivo de cortes con la selección de un filtro Z retrospectivo. Esto es posible en principio en los sistemas de TC de corte único o duales. El usuario puede prospectiva o retrospectivamente seleccionar el grosor y filtro W, y potenciar la función del filtro para definir grosores de corte efectivo y a su vez también el nivel de ruido y la resolución espacial en la dirección Z. Hay varias variantes del filtro Z. para muchas empresas el 180º MLI no ha sido directamente implementado debido a que la transición y los pasos en la selección de los datos, desde un detector a otro es complicado por la necesidad de procesar todos los datos, probablemente influyendo negativamente en la calidad de imagen. Para varios sistemas de TC, una variación de 180º MFI con un filtro de ancho de corte angosto ha sido utilizada para generar una suave transición entre rangos de datos. La efectividad del ancho de corte puede ser incrementada en valores altos pero nunca por debajo del valor del corte de colimación realizado durante la adquisición.
(a) Para la z-interpolación lineal en MSCT, los dos puntos de referencias más cercanos a la posición deseada de la imagen se utilizan para la interpolación (180º MLI). (b) En (180º MFI) gamas de datos de z-filtración de la anchura variable son alcanzados empleando los filtros de forma arbitraria y cargando características.
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Correlación en imágenes cardiacas con electrocardiograma (ECG): Debido al permanente movimiento del corazón durante la adquisición de datos, la reconstrucción de imágenes provee imágenes con alto grado de artefactos. Con el solo propósito de lograr el mínimo de artefactos en la imagen cardíaca, se han creado algoritmos especiales correlacionados con ECG, para mejorar la calidad de imagen. Los algoritmos que han sido desarrollados usan solo segmentos espiralados muy cortos o proveen información ECG en la interpolación Z para proveer imágenes, las cuales presenten al corazón en una sola fase de movimiento. El ECG es grabado simultáneamente con la imagen obtenida por TC para poder ser correlacionada con la información de los movimientos cardíacos. El técnico luego define los márgenes informativos, los cuales son permitidos para una correcta reconstrucción. Tales rangos son seleccionados en las ondas R de la señal ECG. Dos algoritmos han sido desarrollados, 180º CD (cardio-delta), y 180º CI (cardiointerpolación) y 180º MCD (multislice cardio-delta) y 180º MCI (multislice cardiointerpolación) para una o múltiples filas de detectores. El algoritmo 180º CD y 180º MCD usa información proyectada de un rango mayor a 180º para la reconstrucción del scan primario; no es llevada a cabo la interpolación Z. Para imágenes cardíacas de extensión б a 20º, el tiempo de escaneo efectivo es aproximadamente el 55% del tiempo de rotación. Para un tiempo de rotación físico de 0.5seg. el tiempo de escaneo es acerca de 272 ms. Este procedimiento permite una reducción significativa de los artefactos producidos por los movimientos. El perfil de la porción sensible es definido exactamente y el factor pitch debería ser elegido como una función de la frecuencia cardíaca. Para frecuencias cardíacas más altas, Ej., cuando las fases de movimiento del corazón y la fase diastolita en particular son mas cortas que el tiempo de escaneo efectivo, podría haber deterioros en la calidad de imagen. Los algoritmos 180º CI y 180º MCI utilizan la información proveniente de ECG grabado simultáneamente, para asegurar que solo la información adquirida durante la fase cardíaca seleccionada, sean usadas para la interpolación. Ellos también permiten una reducción efectiva de los tiempos de escaneo, intervalos más cortos de la curva del ECG son suficientes en la mayoría de los casos, tiempo de scaneo efectivo menores a 100 ms pueden ser obtenidos en 0.5 s scanner para muchas frecuencias cardíacas. Una desventaja menor es el hecho de que el perfil de la porción sensible no es definido exactamente. Las investigaciones de la proyección de imagen cardíaca con el TC helicoidal son relativamente recientes; sin embargo, los resultados son extremadamente prometedores. Aunque sigue siendo preferible con respecto a calidad de la imagen seleccionar fases del movimiento relativamente lento del corazón, es decir sobre todo la fase diastólica; es posible, sin embargo, generar las imágenes para cualquier fase arbitraria del corazón continuamente cambiando de puesto el intervalo seleccionado de ECG.
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Las exhibiciones 3D y Multiplanar del corazón en buena calidad, pueden ser entonces obtenidas por fases sucesivas del corazón, proporcionando la posibilidad de proyectar imágenes verdaderas 4D del corazón.
(a) El ECG se registra sincronizadamente con los datos de TC. El usuario selecciona, los datos correspondientes a las ondas R del ECG, para la reconstrucción de la imagen del corazón. (b) El algoritmo 180º MCD representa una reconstrucción parcial de la exploración usando una gama de datos solamente de más de 180º, los tiempos eficaces de la exploración son aproximadamente 250ms a 300ms por un tiempo de la rotación de 0.5s. (c) El MCI del algoritmo 180º implica generalmente la interpolación z; sin embargo, solamente los datos de las gamas permitidas seleccionadas en el ECG serán utilizadas. El tiempo eficaz de la exploración se reduce perceptiblemente.
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6.1
:
Coronariografía no invasiva: Tras la inyección de contraste, se adquieren múltiples imágenes cardíacas durante apnea del orden de los segundos (el tiempo de apnea cambia en función del equipo a utilizar), lo que permite reconstruir en 3d y en los planos de interés el corazón y las arterias coronarias. La técnica permite el estudio de la anatomía coronaria y la valoración precisa de la función ventricular. Para la valoración del estudio se ha creado una unidad de imagen cardíaca, los rastreos se pueden adquirir con disparo electrocardiográfico, para evitar adquirir datos cuando la contracción auricular causa movimiento coronario. Colonoscopía virtual-colonografía: Técnica que permite examinar la luz del colon con imágenes de alta resolución tras adecuada limpieza del colon con dieta sin residuos, sin necesidad de laxantes, tras insuflación de aire para la adecuada distensión de la luz. Permite visión endoluminal y así mismo explora toda la cavidad abdominal para la detección de pólipos y cáncer colo-rectal. Angio-Tc: Técnica muy rápida y sencilla que permite por ejemplo obtener angio de polígono de willis, estudio completo de la aorta torácica, abdominal y arterias iliacas y femorales. Permite visión de la luz sin artefactos y valoración de la pared del vaso. Puede crearse mapas del volumen de perfusión sanguínea, lo cual aumenta la sensibilidad del examen de Tc ante la presencia de isquemia. Tórax: Permite el estudio en alta resolución, con fino ancho de corte, de la totalidad del tórax y visión coronal y 3d del árbol tráqueobronquial y del esqueleto torácico. Identifica nódulos parenquimatosos pequeños, visualiza bronquios más subsegmentados con una resolución longitudinal mayor. Para la valoración de embolia pulmonar, brinda una mayor longitud de cobertura con resolución mejorada de la imagen, a través de una colimación fina. Hígado: Proporciona datos de volumen para arteriografía Tc celiaca/mesentérica. Se pueden observar tres fases de realzado con contarte, fase arterial, fase de flujo de entrada a vena porta, fase venosa hepática, con importante menor dosis de contaste. Oído: Imágenes de 0,5 mm. con la misma resolución espacial en planos axial, sagital y coronal. Laringe: Iguales ventajas que en oído y visión endoscópica. Macizo facial: Permite imágenes de alta definición en 3D en visión ósea y de superficie para cirugía plástica, rinoplastia y reconstrucción facial. Osteoarticular: Estudios 3D de todo el esqueleto, análisis de posibles pseudoartrosis y fracturas, con osteosíntesis gracias a filtros de supresión de artefactos metálicos, examen rápido de politraumatizados del esqueleto en su totalidad.
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7.1
:
La siguiente tabla brinda datos sobre los parámetros técnicos aproximados para los equipos:
MX 8000 scanner (año 1998), tomógrafo incorporado por 8 filas de detectores. IDT scanner (año 2002), incorporado por 16 filas de detectores. Brilliance 40 (año 2004), incorporado por 64 filas de detectores. Parámetros técnicos
MX 8000 scanner
IDT scanner
Brilliance 40
1.3mm
0.8mm
0.6 mm
0.6mm
0.4mm
0.3 mm
Pitch Rotación del tubo
0.375
0.24
0.375
500
420
333
mAs Tiempo de adquisición Volumen de contraste Imágenes por rotación Imágenes por segundo (SAR) Tiempo de rotación
360
450
500
45 seg.
20 seg.
9 seg.
130ml
110ml
100ml
4
16
40/60
8
40
120/180
0.5 seg.
0.425 seg.
0.33 seg.
Espesor de corte Corrida de mesa
Somaton Sensation, tomógrafo de 64 filas de detectores. Es el equipo más novedoso que hoy se puede encontrar en el mercado, este hace uso de un movimiento periódico del punto focal en la dirección longitudinal (z) del paciente para doblar el número de slices simultáneamente adquiridos; brindando una resolución longitudinal mejorada y eliminación de artefactos de anillo. El punto focal toma dos diversas posiciones respecto al ánodo produciendo una desviación electromagnética permanente del haz electrónico, esto produce un movimiento en la dirección de los Rx (movimiento radial) en la dirección Z. El movimiento radial es un efecto secundario que es tomado con cuidado por los
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algoritmos de la reconstrucción de la imagen. La amplitud del movimiento periódico Z se ajusta tal que dos lecturas subsecuentes son cambiadas de puesto por mitad de una anchura enfocada del slices en la dirección longitudinal del paciente.
Por lo tanto, de cada dos lecturas 32-slice, los rayos de la medida de dos lecturas subsecuentes con ancho de corte de 0,6 milímetros de interpolación en la dirección Z, se combinan a una proyección 64-slice con una distancia del muestreo de 0,3 milímetros. Con esta técnica, se adquieren 64 slices de 0,6 milímetros por rotación. La cobertura Z es de 32x0.6 mm = 19,2 mm, y el esquema de muestreo es idéntico a el de un sistema detector de 64x0.3 mm. Este muestreo fino es la razón de la resolución espacial mejorada y de la eliminación de artefactos de anillo. El muestreo mejorado se obtiene en cualquier corte, Por lo tanto, se mejora la resolución y se eliminan los artefactos de anillo en cualquier slices. El muestreo mejorado además no se restringe al iso-centro, sino que se mantiene a lo largo del campo visual de la exploración (FOV), estableciendo perfiles estrechos bien definidos. Con un tomógrafo convencional de MSCT, los artefactos espirales pueden ser reducidos con técnicas de la reconstrucción o disminuyendo el ancho de corte, teniendo como objetivo el mejorar la calidad de imagen a lo largo de la dirección Z, pero a expensas de una resolución espacial reducida. La técnica focal del punto del eje Z mantiene un nivel bajo del artefacto hasta altos valores de ancho de corte, aumentando notoriamente la velocidad máxima de la cobertura del volumen de interés. Incluso los usos clínicos más exigentes se pueden realizar en un ancho de corte máximo sin la degradación la calidad de la imagen o resolución. Esto es una diferencia importante con respecto a sistemas de TC convencionales que demanden tener una cobertura más grande del detector. Por lo tanto la técnica focal del punto del eje Z mejora la resolución longitudinal y elimina artefactos del molino de viento en cualquier ancho de corte.
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Parámetros técnicos
mAs
150
Kvp
120
Colimación
64 x 0,6
Espacio Interscan
0,4 o 0,5 mm
Algoritmo de reconstrucción
B20 o B45
Tiempo de la rotación
0,33 seg.
Resolución temporal
Abajo de 83 ms
cortes por rotación
64
Tiempo de la reconstrucción
hasta 20 slice/s
Tiempo máximo de la exploración
100 seg.
Longitud máxima de la exploración
157 cm.
Espesor de corte
0,6, 0,75, 1,0, 1,5, 2-10 mm
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8.1 La introducción de la TC multislice ha resultado en un cambio muy importante para las examinaciones manejadas en TC. Las principales ventajas que brinda el sistema, radica en los siguientes ítems a describir:
La habilidad de obtener datos volumétricos con rapidez. Permitiendo que los exámenes se completen en un corto tiempo, se reduce el riesgo de movimientos del paciente, y permite observar la distribución arterial y venosa del medio de contraste endovenoso.
La integridad de un órgano puede también examinarse en fase de su función. Por ejemplo la perfusion. La técnica de angiografía por TC representa un uso particular de adquisición rápida sobre un volumen pequeño.
Genera con una única exposición un volumen de datos que forma la base para la reconstrucción de la imagen. De esta forma, evitándose una exposición adicional al paciente, diferenciándose con un sistema de tomografía helicoidal de corte único.
La multiplicidad de los detectores permite usar un rayo emitido de mayor espesor, y proporciona flexibilidad para incrementar la velocidad del paciente a través del gantry, de este modo acortando el tiempo actual de scan. Lográndose sin incrementar el pitch, una notable mejoría en la calidad de imagen, en cuanto a la resolución y a los artefactos.
Puede medirse varios perfiles de dosis de la emisión de RX simultáneamente, dependiendo de la configuración utilizada. Permitiéndose, elegir anchos de corte muy pequeños.
Control automático de exposición. Adaptándose la exposición radiográfica al paciente, se logra un óptimo uso de la radiación.
La información volumétrica puede usarse para producir cortes axiales de variado espesor, o imágenes en diferentes planos, como sagital y coronal, por reformateo multiplanar.
Uso de algoritmos correlacionados con ECG. Ampliando las aplicaciones clínicas en estudios cardiológicos. De esta forma, puedo concluir que trabajar con un tomógrafo Multislice, brinda, además de información anatómica y funcional mejorada del órgano en estudio ampliando sus usos, un notable cambio en la forma de trabajo tanto para el técnico en diagnóstico por imagen, como para el profesional médico, ya que hay que comprender los cambios técnicos y conceptuales. El sistema de tomografía computada multislice es hoy el principal avance tecnológico de estas características, que promete día a día ampliar sus complejidades, mejorando sus parámetros.
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9.1
:
[1] Computed tomography. Willi A. Kalender. [2] Tecnología radiológica. González Rico. [3] Revista Diagnóstico: volumen 13. Nº 134, 138, 140, 143. [4] Revista el hospital: volumen 60. Nº 1. [5] Revista síntesis: volumen 13. Nº 5. [6] Revista diagnostic imaging: volumen mayo-junio 2000. [7] Revista Argentina Ultrasonido: volumen 3 (3). Sep. 2004 [8] Manual picker multislice volumetric spiral CT. Jay Cinnamon. [9] Diagnóstico por imágenes en medicina 2. J.L. San Román. [10] Paginas Web: www.ctisus.com www.philips.com www.msct.info.com www.medicalimagingmag.com www.tcmultidetector.com www.tsid.net/tac.com www.siicsalud.com www.diagnosticomaipu.com.ar www.revistamedicos.com.ar
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