LA TOMOGRAFÍA HELICOIDAL MULTICORTE EN NEURORRADIOLOGÍA: ASPECTOS TÉCNICOS

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1 LA TOMOGRAFÍA HELICOIDAL MULTICORTE EN NEURORRADIOLOGÍA: ASPECTOS TÉCNICOS

2 LA TOMOGRAFÍA HELICOIDAL MULTICORTE EN NEURORRADIOLOGÍA: ASPECTOS TÉCNICOS
OBJETIVOS DOCENTES REVISIÓN DEL TEMA CONCLUSIONES

3 OBJETIVOS DOCENTES Introducción de los principios técnicos de la Tomografía Helicoidal Multicorte (TCHMC): parámetros básicos (mAs, kV, matriz, pitch), colimación del haz y del corte, configuración de los detectores Utilidad y limitaciones de las reconstrucciones 2D y 3D: MPR, MIP, VR, SSD Análisis de los parámetros de imagen y reconstrucciones apropiados en estudios específicos de neurorradiología: TC craneal, órbitas o peñascos; angio-TC de carótidas, polígono de Willis o sistema venoso cerebral Descripción de los principios y aspectos técnicos de la perfusión cerebral

4 REVISIÓN DEL TEMA PRINCIPIOS TÉCNICOS
INTRODUCCIÓN La tomografía computarizada (TC) es una técnica tomográfica digital que utiliza rayos X. En los equipos de TC, el tubo emisor emite un haz de rayos colimado (con una determinada anchura), que gira alrededor del eje longitudinal del paciente (eje Z). En el lado opuesto, girando sincrónicamente con el tubo, se dispone un arco de detectores que mide la atenuación de los rayos X. Durante el giro se efectúan múltiples medidas de la transmisión de los rayos (vistas o perfiles). El corte obtenido se reconstruye sobre una matriz, y la tonalidad de gris de cada píxel representa el grado de atenuación de ese punto en el corte

5 PRINCIPIOS TÉCNICOS En los equipos de TC de tercera generación (en los cuales se basan todos los equipos helicoidales actuales) el tubo emite un haz de Rx en forma de abanico que cubre todo el plano axial del paciente, es decir, todo el campo de medición (field of view, FOV), e incide sobre un arco de detectores. El conjunto tubo-detectores gira sincrónicamente alrededor de un eje que, de manera ideal, debe coincidir con el eje longitudinal del paciente (eje Z) Eje Z

6 PRINCIPIOS TÉCNICOS Los primeros tomógrafos de tercera generación (secuenciales) efectuaban un giro completo (360º) alrededor del paciente con una posición concreta de la mesa, adquiriendo múltiples proyecciones angulares del corte seleccionado. Para efectuar el siguiente corte, la mesa avanzaba y el proceso se repetía En los más modernos equipos de TC de tercera generación (helicoidales) el conjunto tubo-arco de detectores gira mientras avanza la mesa del paciente. Esto da lugar a una adquisición en forma de hélice

7 PRINCIPIOS TÉCNICOS Los tomógrafos helicoidales multicorte se basan en los TC de tercera generación, en los que existe un giro sincrónico de tubo y detectores mientras tiene lugar el avance de la mesa. Son tomógrafos helicoidales cuyo arco de detectores (también llamado bandeja o array) consta de dos o más filas. A medida que aumenta el número de filas de detectores del arco, es posible adquirir un mayor número de cortes aumentando al mismo tiempo la cobertura, es decir, el número de centímetros del paciente que se abarcan en cada giro del tubo (y por tanto el avance en cada giro)

8 PRINCIPIOS TÉCNICOS La característica fundamental del TCHMC que le diferencia de sus predecesores es la capacidad de adquirir más de un corte simultáneamente. Para que esa capacidad sea posible el sistema debe contar con más de una fila de elementos detectores Es preferible utilizar la denominación “TC multicorte” en lugar de “TC multidetector” ya que el número de filas de detectores suele ser mayor que el número de cortes que el equipo puede adquirir simultáneamente El número máximo de cortes posibles viene determinado por el número de canales

9 PRINCIPIOS TÉCNICOS Las principales ventajas del TCHMC frente a los equipos monocorte se pueden resumir como sigue: Mejoría de la resolución espacial en el eje largo del paciente (eje Z) Mejoría de la resolución temporal (disminución significativa del tiempo empleado en adquirir los datos para formar una imagen en el estudio de una región anatómica determinada) y disminución del tiempo de exploración Mayor cobertura: posibilidad de estudiar un mayor volumen del paciente en cada giro del conjunto tubo-detectores Mayor eficiencia: mejor uso de la energía proporcionada por el tubo de rayos X y prolongación de la vida útil de este último

10 PRINCIPIOS TÉCNICOS Bandeja o array de detectores Bandeja de detectores simétricos en 16 filas con 4 canales Perspectiva del arco giratorio A la izquierda representamos un conjunto giratorio tubo de rayos X - arco de detectores visto desde la cabeza del paciente en el gantry Las otras dos figuras muestran el arco de detectores desde distintas perspectivas

11 Bandeja de detectores simétricos en 16 filas con 4 canales
PRINCIPIOS TÉCNICOS Eje Z Bandeja de detectores simétricos en 16 filas con 4 canales 4 cm Para recordar el diseño y el tipo de detectores e ilustrar la cobertura de un TCHMC en cada giro vamos a representar un arco con 16 filas de detectores, todos del mismo tamaño (arco de detectores simétricos). Debajo representamos una escala numérica de 4 cm, que utilizaremos en los ejemplos que describimos a continuación

12 PRINCIPIOS TÉCNICOS 16 filas 4 canales 4 cortes 16 x 1.25 mm 4 cm
Todos los detectores tienen similar longitud en el eje Z (1.25 mm). Por ello, el arco de 16 filas no puede cubrir más de 2 cm (16 x 1.25 mm) en el eje longitudinal del paciente en cada giro El equipo representado tiene 4 canales; por tanto no es capaz de adquirir más de 4 cortes simultáneos!!!

13 PRINCIPIOS TÉCNICOS 16 filas 4 canales 4 cortes x 1.25 mm
Cobertura: 5 mm 4 cm 5 mm Al esquema anterior hemos añadido la colimación del haz de rayos (en amarillo) y el número de detectores que cubre (entre ambas líneas rojas, 4 detectores). También se representa en rojo, de manera esquemática, el número de cortes (4) y su grosor (1.25 mm) En la escala centimétrica se indica la cobertura del paciente en el eje longitudinal (5 mm)

14 PRINCIPIOS TÉCNICOS 16 filas 4 canales 4 cortes x 2.50 mm
Cobertura: 10 mm 4 cm 10 mm Si se disminuye la colimación aumenta la anchura del haz de rayos, y podemos cubrir 8 detectores, por ejemplo, en lugar de 4. Como el equipo sólo tiene cuatro canales, se combinan las filas de detectores de dos en dos de tal manera que se obtienen 4 cortes de 2.5 mm cada uno. Así, conseguimos un aumento de la cobertura en el eje longitudinal (Z) del paciente, que alcanza los 10 cm

15 PRINCIPIOS TÉCNICOS 16 filas 4 canales 4 cortes x 3.75 mm
Cobertura: 15 mm 4 cm 15 mm Si aumentamos más la anchura del haz de rayos podemos cubrir 12 filas de detectores, que se combinan de 3 en 3. El resultado son 4 cortes de 3.75 mm y una cobertura de 15 mm en el eje Z del paciente

16 PRINCIPIOS TÉCNICOS 16 filas 4 canales 4 cortes x 5 mm
Cobertura: 20 mm 4 cm 20 mm Con la máxima apertura del haz de rayos se cubren todas las filas del arco de detectores. Combinando estas filas de cuatro en cuatro se consiguen 4 cortes de 5 mm, para una cobertura máxima de 20 mm en el eje Z del paciente

17 PRINCIPIOS TÉCNICOS Existen equipos de TC con un diseño asimétrico de los detectores para minimizar el “efecto sombra” causado por la incidencia no ortogonal del haz sobre los tabiques que separan los detectores más periféricos de la bandeja Al igual que en los ejemplos anteriores es posible combinar las filas de detectores para variar el grosor de corte y la cobertura anatómica. Los cortes más finos se obtienen colimando mucho el haz y cubriendo sólo algunas filas de detectores. El número de cortes simultáneos posibles viene igualmente determinado por el número de canales. Con menores colimaciones obtendremos cortes más gruesos y una mayor cobertura anatómica en el eje Z, que no podrá exceder en ningún caso la longitud de la bandeja de detectores

18 PRINCIPIOS TÉCNICOS Conceptos básicos
El tubo de rayos X consta básicamente de dos electrodos (negativo -cátodo- y positivo -ánodo) al vacío en el interior de una ampolla de vidrio entre los que se establece una diferencia de potencial mediante un generador Esa diferencia de potencial da lugar a una corriente de electrones desde el cátodo al ánodo Los electrones chocan contra el ánodo liberándose energía. El 99% de la energía resultante se convierte en calor y sólo el 1% restante se convertirá en rayos X (radiación electromagnética ionizante) Ese 1% de energía convertida en rayos X forma el haz de rayos, compuesto de fotones, que es dirigido al paciente Parte de los fotones del haz de rayos serán absorbidos por el paciente. Los de mayor energía sobrepasarán el espesor del mismo y sufrirán distintos grados de atenuación a lo largo de su trayecto en función de su energía La imagen radiológica se forma con el haz de fotones transmitido por el paciente que alcanza el sistema de registro

19 PRINCIPIOS TÉCNICOS Conceptos básicos
Tensión ó Kilovoltaje (kV).- Expresa la diferencia de potencial aplicada entre el cátodo y el ánodo para producir la corriente de electrones. Determina la velocidad de los mismos y por tanto la energía (calidad) del haz de rayos A mayor kilovoltaje: Rayos X más energéticos y con menor longitud de onda Mayor poder de penetración de los rayos X y menor dosis absorbida por el paciente Mayor radiación dispersa y menor contraste en la imagen Intensidad ó miliamperaje (mA).- Expresa la corriente del tubo, es decir, la cantidad de electrones. Determina la carga del haz de rayos (el número de fotones) A mayor miliamperaje: Mayor número de fotones de baja energía y por tanto aumento de la dosis absorbida por el paciente Reducción de la borrosidad por movimiento del paciente durante la exploración Aumento de impactos en el ánodo: mayor calentamiento del tubo

20 PRINCIPIOS TÉCNICOS Píxel, vóxel y matriz
En los estudios de TC obtenemos múltiples cortes de grosor variable para la valoración de una región anatómica determinada Una imagen de TC es la expresión bidimensional de los valores de atenuación de una región anatómica cuantificados en una escala de grises. Esos valores representan el coeficiente de atenuación de cada elemento de volumen o vóxel Vóxel.- Representa un volumen igual a una pequeña área de la imagen multiplicada por el grosor del corte. La altura del vóxel viene determinado por la anchura del haz de rayos (grosor del corte tomográfico) Píxel.- Es la representación gráfica en una matriz plana de la información obtenida en un vóxel. El tamaño del pixel se relaciona con el tamaño de la matriz según la relación: Tamaño del pixel = campo de visión (FOV) / tamaño de la matriz Matriz.- Es la representación de todos los datos obtenidos en la realización del corte, es decir, un conjunto de píxeles dispuestos en filas y columnas en los ejes x e y

21 PRINCIPIOS TÉCNICOS Píxel Vóxel Matriz

22 PRINCIPIOS TÉCNICOS Colimación del haz y grosor de corte
Colimador: barrera metálica con una apertura regulable en el centro que se utiliza para reducir el tamaño del haz de rayos La colimación del haz y el grosor de corte son los dos parámetros fundamentales de los que depende la cobertura en el eje Z Colimación de corte: para escoger el grosor del corte Colimación del haz Colimación del corte

23 PRINCIPIOS TÉCNICOS Pitch (paso de rosca o factor de paso, pitch de haz).- Es la relación entre el avance de la mesa en el eje longitudinal por cada rotación del conjunto tubo-detectores y la anchura del haz de rayos. Esta definición es válida tanto para los antiguos equipos monocorte como para los TCHMC. En los equipos de TC monocorte, capaces de realizar un solo corte por cada giro, la anchura del haz de rayos (colimación del haz) coincide con el grosor de corte Informa acerca de la adquisición de los datos: Un pitch de 1 indica que no existen solapamientos ni “huecos” en la espira de adquisición. Si el pitch es mayor de uno y se mantienen constantes el kV, el mA y la colimación del haz, aumenta el avance de la mesa por lo que la espira de adquisición “se estira” y aparecen “huecos” en la misma, disminuyendo la radiación sobre el paciente. Un pitch menor de uno manteniendo constante el resto de parámetros implica solapamiento de la hélice, obteniéndose una mejor relación S/R a costa de un aumento de la dosis de radiación del paciente. Avance de la mesa por cada rotación del gantry (mm) Colimación del haz (mm) Pitch =

24 PRINCIPIOS TÉCNICOS Algoritmos de interpolación
Dada la geometría de la adquisición en los TC helicoidales, los datos obtenidos no pueden emplearse directamente para reconstruir imágenes transaxiales siendo necesario un cálculo a partir de la espiral oblicua continua. Existen unos programas informáticos (algoritmos de interpolación) que permiten estimar un valor de atenuación comprendido entre dos valores conocidos en el eje Z. Estos programas asumen una relación lineal entre dos valores conocidos e interpolan datos separados bien por 360º (una revolución completa del tubo) o bien por 180º (media revolución) El resultado de la interpolación es una imagen transversal prácticamente idéntica a la del TC secuencial convencional La interpolación de 180º aporta una mejor resolución en el eje Z con respecto a la de 360º y permite reformateos coronales y sagitales de mejor calidad A diferencia de los TCH monocortes, los TCHMC disponen de un algoritmo de reconstrucción que utiliza múltiples puntos (por lo que las imágenes y los reformateos son más fidedignos) denominado Z-filtering

25 ESTUDIOS DE TC EN EL CRÁNEO
Objetivos Aumentar la resolución de contraste Diferenciación entre la señal de las sustancias gris y blanca No son prioridad: Resolución espacial Velocidad Rango pequeño a valorar en el eje Z Volumen isotrópico Generalmente no son necesarias reconstrucciones 2D ó 3D Aumentar la resolución en contraste implica poco ruido cuántico. En este ejemplo se identifica un infarto agudo en el territorio profundo de la ACM derecha como un borramiento del núcleo lenticular. Es crucial un estudio con una adecuada resolución de contraste

26 PARÁMETROS EN TC DE CRÁNEO
Para aumentar la resolución en contraste …. - Aumentar el mAs Inconvenientes - Mayor dosis recibida por el paciente - Incremento del calentamiento del tubo El mAs se relaciona directamente con el número de fotones emitidos por un haz de rayos X y por tanto es inversamente proporcional al ruido cuántico. Las unidades de calor, que son el producto del mAs y el kV reflejan la cantidad de energía cargada por el ánodo del tubo de rayos X. A mayor mAs hay más límite en el tiempo y volumen de scan antes de que el tubo requiera un periodo de enfriamiento. En aquellos casos en los que el contraste de partes blandas es crítico (por ejemplo diferenciar una estructura de partes blandas de otra) el mAs es beneficioso; en la evaluación de estructuras con alta resolución en contraste el mAs es un factor mucho menos importante Por otra parte, doblando el mAs se dobla la dosis paciente de forma lineal (también el doble).El aumento del mA segundo disminuye el ruido cuántico con lo que aumenta la resolución en contraste.

27 PARÁMETROS EN TC DE CRÁNEO
Para aumentar la resolución en contraste …. -Aumentar el grosor de corte El ruido cuántico es el ruido de una imagen relacionado con el número de fotones utilizado para generar una imagen y es un fenómeno estadístico. A mayor número de fotones, el ruido cuántico es más pequeño, El grosor de corte define uno de las tres dimensiones del vóxel. En una imagen axial define los márgenes del vóxel en el eje z o en el eje longitudinal del paciente. Al reducir el grosor de corte también lo hace el número de fotones por vóxel lo que reduce la resolución en contraste, pagándose el precio de distinguir tejidos con diferencias de densidad relativamente sutiles.

28 PARÁMETROS EN TC DE CRÁNEO
Para aumentar la resolución en contraste …. -Aumentar el grosor de corte Inconvenientes -Menor resolución espacial -Aumento del volumen parcial También habrá un aumento en los artefactos lineales por objetos de alta densidad y peores reconstrucciones 3D. No aumenta la dosis total.

29 PARÁMETROS EN TC DE CRÁNEO
Para aumentar la resolución en contraste …. -Aumentar el tiempo de rotación El tiempo de rotación es el que tarda el haz de rayos X en completar una rotación completa de 360º. El beneficio de un mayor tiempo de rotación es que aumenta el mAs (y, también, el número de adquisiciones) al aumentar la resolución en contraste. Sin embargo, mayores tiempos de rotación proporciona mayores artefactos de movimiento.

30 PARÁMETROS EN TC DE CRÁNEO
Para aumentar la resolución en contraste …. -Aumentar el tiempo de rotación Inconvenientes -Más y más importantes artefactos por movimientos

31 PARÁMETROS EN TC DE CRÁNEO
Para aumentar la resolución en contraste …. -Reducir la matriz También habrá un aumento en los artefactos lineales por objetos de alta densidad y peores reconstrucciones 3D

32 PARÁMETROS EN TC DE CRÁNEO
Para aumentar la resolución en contraste …. -Reducir la matriz Inconvenientes -Menor resolución espacial La matriz de la imagen se relaciona con el número de píxeles que forma la red o rejilla de la imagen. Cuando el field-of-view se mantiene constante el aumento de la matriz proporciona unos píxeles más pequeños y, por tanto, aumenta el detalle de la imagen. Pero hay que recordar que la resolución espacial en la actualidad es 3D , de tal forma que, aunque la matriz se define la resolución en el plano axial, el verdadero detalle de la imagen es función del volumen total del vóxel, y, por tanto, muy relacionado con el grosor de corte.

33 ¿OFRECE VENTAJAS EL TCHMC EN MODO HELICOIDAL EN EL ESTUDIO DE CRÁNEO?
No es necesaria la mayor velocidad de rotación del tubo del modo helicoidal: ↓ el mA/s ↑ el ruido ↓ la resolución en contraste No suele ser útil el aumento de la resolución espacial en el eje z: No se realizan habitualmente reconstrucciones 3D ó 2D La resolución en contraste es discretamente menor en el TCHMC en modo helicoidal: Los algoritmos de interpolación aumentan el ruido Además en el modo secuencial el contorno de las lesiones están menos definidos debido a los fenómenos de volumen parcial al aumentar el ancho del perfil de onda. Los algoritmos de interpolación pueden ser de 180º ó 360º (en el unicorte) o multipunto (filtrado Z en el multicorte).

34 VELOCIDAD DE ROTACIÓN DEL TUBO
En ambas imágenes los parámetros son idénticos (kV, ancho de ventana, mA y grosor de corte) excepto el tiempo de rotación del tubo de rayos X, que está disminuido en el caso de la derecha debido a que la adquisición ha sido helicoidal. Por tanto, existe un mayor ruido en la imagen (al ser inferior el mA/s) con respecto a la izquierda, obtenida en modo secuencial.

35 TCHMC MODO HELICOIDAL VS SECUENCIAL
Sin embargo, si procuramos que todos los parámetros de la adquisición sean idénticos las imágenes obtenidas presentan una calidad similar. En este caso, la adquisición de la imagen de la izquierda ha sido helicoidal mientras que la de la derecha fue secuencial.

36 ANGIOGRAFÍA TCHMC (ATC) EN NEURORRADIOLOGÍA
OBJETIVOS Gran velocidad Separación de fase arterial y venosa Menor dosis de contraste Alta resolución espacial En los ejes X-Y-Z Vóxel isotrópico Reconstrucciones SOLUCIONES DEL TCHMC Mayor velocidad de rotación del tubo Sistemas de detección automática del bolo Mayor cobertura en el eje Z por rotación Posibilidad de reconstruir cortes finos Filtrado Z que mejora el perfil de corte en función del pitch Colimación del haz subcentimétrica SSP, perfil de sensibilidad-espiral en sección.

37 ANGIOGRAFÍA TCHMC EN CARÓTIDAS
En el estudio de angioTC para valoración de troncos supraaórticos, la adquisición debe ser en modo helicoidal. Debido a la cobertura necesaria en el eje Z y que, en general, se valoran vasos de gran tamaño, el pitch utilizado suele ser mayor de la unidad. En los estudios angiográficos se utiliza una colimación de corte pequeña para poder tener unas óptimas reconstrucciones 3D y tener una resolución espacial adecuada para ver, por ejemplo, vasos muy pequeños. El pitch más pequeño evita arterfactos espirales. Aumentar el pitch también aumenta el ruido de la imagen. La utilización de pitch <1 el gantry pasa más despacio por una zona y habría como una especie de “doble exposición” con lo que aumenta el mAs y, por tanto, disminuye el ruido cuántico

38 ANGIOGRAFÍA TCHMC EN POLÍGONO DE WILLIS
Sin embargo, en el caso del polígono de Willis la cobertura en el eje Z es menor y se necesita una mayor resolución espacial, al valorarse estructuras vasculares más pequeñas Por ello el pitch empleado es menor de 1 Lo de la visualización del vértex hasta el primer cuerpo vertebral es para asegurarse que se incluye la PICA que tiene un origen extracraneal en las arterias vertebrales en un 18% de los casos. En este caso también se utiliza un pitch mas pequeño para evitar perder resolución en el eje z y evitar artefactos artefactos de cono o espirales.

39 Es importante recordar que también deben considerarse otros parámetros de la imagen en los estudios angioTC. Así pues, el tamaño del canal utilizado condiciona el límite de resolución de la estructuras vasculares que vamos a identificar. En la imagen de la izquierda podemos observar vasos de menor tamaño que en la derecha al haber empleado un canal de 0,5 mm frente a 1,0 mm

40 VALORACIÓN DE LAS ESTENOSIS CAROTÍDEAS POR ATC
DEBE SER EL PRIMER MÉTODO DE EVALUACIÓN NO HAY PÉRDIDAS DE INFORMACIÓN (AL CONTRARIO QUE CON LOS MÉTODOS DE POSTPROCESO) IMÁGENES AXIALES FUENTE ÚTIL PARA COMPROBAR LOS HALLAZGOS DE LAS RECONSTRUCCIONES 2D ó 3D LA VALORACIÓN PUEDE SER DIFÍCIL SI EL VASO ES TORTUOSO ES LA TÉCNICA DE RECONSTRUCCIÓN MÁS IMPORTANTE EN ESTENOSIS MPR CURVO FUNDAMENTAL EN VASOS TORTUOSOS PERMITE VALORAR TANTO LA LUZ DEL VASO COMO SU PARED

41 VALORACIÓN DE LAS ESTENOSIS CAROTÍDEAS POR ATC
PROPORCIONA IMÁGENES SIMILARES A LA ANGIOGRAFÍA CONVENCIONAL NO PERMITE VALORAR VASOS SI HAY SUPERPOSICIÓN CON ESTRUCTURAS DE MAYORES VALORES DE ATENUACIÓN QUE EL CONTRASTE (CALCIO Y HUESO) MIP PROBLEMAS EN LA VALORACIÓN DE CALCIFICACIONES EN ANILLO PERMITE VALORAR TANTO LA MORFOLOGÍA DEL VASO COMO LAS RELACIONES ANATÓMICAS DEL MISMO VR 3D NO ES UN MÉTODO ADECUADO PARA VALORAR LA LUZ DEL VASO EN EL CASO DE CALCIFICACIONES DEBE UTILIZARSE UNA OPACIDAD ADECUADA PARA EVITAR INTEGRAR EL CALCIO CON EL CONTRASTE DE LA LUZ VASCULAR

42 VOI = 0,5 mm VOI = 14,5 mm VOI = 0,5 mm VOI = 10 mm Si valoramos una estenosis carotídea calcificada, el grosor del volumen de interés (VOI) debe ser el menor posible para evitar la superposición de la densidad del calcio con el contraste intravascular que impediría visualizar la luz vascular VOI = 0,5 mm VOI = 5,5 mm

43 Las reconstrucciones MPR de los estudios de AngioTC deben ser curvas y adaptarse al eje longitudinal del vaso. En este caso las reconstrucciones en los planos sagital y coronal estrictos (ortogonales al plano axial adquirido) no permiten valorar adecuadamente la estenosis (flechas) MPR CORONAL MPR SAGITAL

44 ATC DE LOS ANEURISMAS INTRACRANEALES
La sensibilidad del ATC en la detección de los aneurismas cerebrales es del 85-95% 96% para aneurismas de >3 mm 61% para aneurismas de <3 mm (White el al. Radiology 2000) Sin embargo la ATC no supera a la angiografía de sustracción digital (ASD) Utilidad de la ATC frente a ASD Generación de una información 3D de la anatomía exacta de las arterias intracraneales Valoración de calcificaciones o trombosis murales La generación de una anatomía exacta de las arterias cerebrales permite la planificación terapeútica (quirúrgica o endovascular) así como seleccionar el diámetro del primer coil que se colocará, el ángulo ideal para la aproximación endovascular o las estructuras adyacentes anatómicas. Algunos autores han detectado aneurismas de menos de 8 mms.

45 ANÁLISIS DE LA VALORACIÓN DE LOS ANEURISMAS CEREBRALES POR ATC
VENTAJAS INCONVENIENTES Técnica rápida y menos cara que la ASD (obtención de datos en HSA aguda) Es menos sensible y específica que la ASD para la detección de aneurismas Proporciona información anatómica más completa Es una técnica que en ocasiones no está disponible La información obtenida puede utilizarse para una planificación del tratamiento rápida y definitiva Proporciona una información menos completa en relación con los patrones de flujo en el polígono de Willis No hay prácticamente riesgo o intolerancia a la prueba por parte del paciente

46 ATC DE LOS ANEURISMAS INTRACRANEALES
Análisis de la angiografía TC Revisar de forma detallada las imágenes fuente En estación de trabajo Ventana ancha: diferenciar hueso, contraste, calcio Postproceso 2D ó 3D MPR: debe ser el método de primera elección para un análisis posterior de los datos de ATC MIP: Muy utilizado. No permite valorar relaciones anatómicas o aneurismas calcificados. Resultados dependientes de: Grosor del volumen de interés Colimación del haz Dirección del vaso VR: Valora tanto la anatomía vascular como las relaciones espaciales con estructuras próximas pero sus resultados son muy dependientes de los parámetros de representación: Nivel y ancho de ventana Opacidad A pesar del avance de las reconstrucciones, incluso los métodos más sofisticados de imágenes 3D pueden originar una pérdida importante de información. Por otra parte, trombosis parciales o calcificaciones pueden pasarse por alto si las imágenes base no se revisan de forma meticulosa. El análisis de las imágenes fuente puede hacer difícil la detección de aneurismas por debajo de los 5 mms. Por tanto los métodos de postproceso 2D y 3D desarrollados permiten un análisis más detallado además de una representación “angiográfica” de los datos angiográficos. En los MPR no se pierde información alguna. En el MIP, los vasos que tienen una dirección paralela al plano de scan (por ejemplo, el polígono de Willis o las arterias renales) están más fuertemente afectadas por efectos de volumen parcial. Si el recorrido del vaso es oblicuo, parecerá las cuentas de un collar.

47 VR 3D: DEPENDIENTE DEL NIVEL DE VENTANA
En este caso, se ha ido disminuyendo el nivel de ventana de izquierda a derecha. Mientras en la imagen de la izquierda no se identifica adecuadamente la arteria vertebral derecha, pareciendo falsamente estenótica (flecha roja) en la imagen central se logra visualizarla adecuamenre así como la PICA del mismo lado (flecha verde) Sin embargo, si se disminuye en exceso el nivel de ventana, se identifican demasiadas estructuras vasculares que dificultan su valoración Con un menor umbral (o nivel de ventana) pueden verse arterias mucho más finas como la PICA y estructuras venosas

48 MIP TC secuencial AngioTC Ejemplo de la utilidad de la angioTC en la urgencia. Se identifca un hematoma espontáneo en región silviana izquierda. El estudio angioTC revela que su origen es un aneurisma de base amplia en bifurcación de ACM. De esta forma se dispone de una información esencial para el manejo terapeútico de este paciente. VR

49 PERFUSIÓN CEREBRAL TC Es una técnica que valora la microvasculatura cerebral tras la inyección de un medio de contraste no difusible Se basa en los cambios de los valores de atenuación (unidades Hounsfield) a lo largo del tiempo que se relacionan con la concentración de contraste intravascular La perfusión TC solo ha podido desarrollarse con el TCHMC Necesidad de una alta resolución temporal Haz de colimación grueso

50 EJEMPLO DE PROTOCOLO DE ADQUISICIÓN
120 kV / 250 mA Colimación del corte: 4 x 8 mm (máximo posible) Tiempo de rotación: 1s 40 dinámicos por sección Dosis de contraste: 40 ml + 40 ml de suero Velocidad de inyección: 4.0 ml/sg (18G) Colocación de ROI en ACM ó ACA (entrada arterial) y en seno longitudinal superior (entrada venosa) Disparo sincronizado con la inyección de c.i.v.

51 ADQUISICIÓN DE DATOS 40 dinámicos Tiempo de rotación 1 s 32 mms
No Stack 8 mm 8 mm 8 mm 8 mm Tiempo de rotación 1 s 32 mms

52 TIEMPO UH 5 10 20 25 30 t

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54 ANÁLISIS: PARÁMETROS BÁSICOS
DEFINICIÓN VALORES NORMALES FLUJO SANGUÍNEO CEREBRAL (CBF) VELOCIDAD DEL FLUJO DE LA SANGRE A TRAVÉS DE LA VASCULATURA CEREBRAL POR UNIDAD DE TIEMPO 50-60 mL/ 100g /min VOLUMEN SANGUÍNEO CEREBRAL (CBV) CANTIDAD DE SANGRE EN UNA DETERMINADA CANTIDAD DE TEJIDO EN CUALQUIER TIEMPO 4 mL/100g TIEMPO DE TRÁNSITO MEDIO TIEMPO PROMEDIO QUE TARDAN LOS ELEMENTOS DE LA SANGRE EN ATRAVESAR LA VASCULATURA CEREBRAL DEL TERRITORIO ARTERIAL AL VENOSO (También se define como el coeficiente CBV/CBF) 5 s CBF: 70 mlx100g-1xmin-1 en la sustancia gris y 20mlx100g-1xmin-1 en sustancia blanca.

55 ANÁLISIS DE LOS DATOS t UH 5 10 15 20 25 30
MÁXIMA PENDIENTE DE LA CURVA: CBF TTP CURVA DE MEDIDA DE REALCE t 5 10 15 20 25 30

56 ANÁLISIS DE LOS DATOS UH t 5 10 15 20 25 30
MÁXIMA PENDIENTE DE LA CURVA: CBF TTP ÁREA BAJO LA CURVA: CBV CURVA DE MEDIDA DE REALCE t 5 10 15 20 25 30

57 PREGUNTAS CLAVES EN LA IMAGEN DEL INFARTO AGUDO
¿Hay hemorragia? ¿Existe una zona de isquemia crítica no salvable? ¿Existe una zona de isquemia severa potencialmente recuperable? ¿Hay trombo intravascular?

58 PROTOCOLO EN LA ISQUEMIA CEREBRAL AGUDA
TC sin contraste Excluye otras causas de déficit neurológico distintas de la isquemia (hemorragia, tumor) Identifica de signos precoces de isquemia Perfusión TC Determina la existencia de tejido cerebral en riesgo potencialmente recuperable (penumbra) AngioTC (Carótidas + Polígono de Willis) Valoración de las posibles estenosis, trombosis u oclusión de arterias intracraneales o carótidas internas Si el Tc sin contraste demuestra más de un 1/3 del territorio de la ACM contraindica la fibrinolisis. Los signos precoces de isquemia no aparecen hasta las 2-3 horas. Además solo presentan exactitud en predecir el volumen exacto del cerebro afectado en el 76% de los casos.

59 INTERPRETACIÓN DE LOS PARÁMETROS DE PERFUSIÓN TC EN EL INFARTO CEREBRAL
CONDICIÓN PATOLÓGICA MTT CBV CBF ESTENOSIS U OCLUSIÓN ARTERIAL CON COMPENSACIÓN EXCELENTE = PENUMBRA!!! = / TEJIDO CON RIESGO DE INFARTO TEJIDO CON INFARTO IRREVERSIBLE La elevación de los valores de CBF (o sus valores normales) en el tejido con riesgo de infarto es debido a los mecanismos autorreguladores. Los mapas de MTT son los sensibles indicadores de infarto, mientras que los cambios en CBF y CBV son más específicos en distinguir isquemia de infartos. En algunos estudios han evidenciado que los valores de CBV eran normales en el 25% de los pacientes con infarto agudo, lo que les hece un indicador menos preciso en la discriminación entre tejido infartado y la penumbra. Por tanto, parece ser mejor evaluar primero los mapas de CBF y MTT y, si hay anomalías, utilizar los mapas de CBV para elucidar la fisiopatología subyacente (isquemia vs infarto) recordando que el CBV puede ser normal incluso en casos de infarto. Los valores numéricos no están del todo establecidos y se basan en modelos animales y estudios PET. También existen otros factores a considerar como el estado de la circulación colateral, la duración de la disminución del flujo sanguíneo, la reserva de glucosa y las condiciones fisiológicas durante la resucitación. A pesar de estas dificultades, es evidente que la penumbra se encuentra en un rango estrecho de perfusión y de depende de pequeños cambios de la presión de perfusión. Cuidado también se acepta que en la penumbra el CBV esté algo disminuido (>60%). CONDICIÓN PATOLÓGICA CBF (Absoluto / Relativo) CBV (Absoluto / Relativo) TEJIDO CON RIESGO DE INFARTO TEJIDO CON INFARTO IRREVERSIBLE 20-10 mL/100g/min (60-30%) >1,5 – 2,5 mL/100g (>40- 60%) < 10 mL/100g/min (<30%) < 1,5- 2,5 mL/100g (<40%)

60 TC CRANEAL CBF CBV MTT Paciente que acude por hemiparesia derecha y afasia brusca. En el estudio de TC se observa una zona de hipodensidad mal definida en la sustancia blanca frontal izquierda. En los mapas paramétricos de perfusión se identifica en todo el territorio de la ACM del lado izquierdo un aumento del tiempo de Tránsito Medio (MTT) y una reducción del Flujo Sanguíneo Cerebral (CBF). Sin embargo, hay dos zonas diferenciadas en función del Volumen Sanguíneo Cerebral (CBV): mientras que en el núcleo lenticular se encuentra disminuido (zona de infarto irreversible) en la corteza insular se encuentra aumentado (zona de isquemia con riesgo de infarto).

61 OCLUSIÓN DEL SEGMENTO M1 DE LA ACM IZQUIERDA
En el mismo caso anterior, se confirma una oclusión del segmento M1 de la ACM del lado izquierdo (flecha azul y verde) Sin embargo las flecha amarilla indica una circulación leptomenígea colateral prominente en el valle silviano

62 En el estudio de TC de control , la evolución de los hallazgos confirma la existencia de una zona malácica correspondiente a un infarto lenticular izquierdo antiguo (flecha roja) mientras que se encuentra respetada la corteza silviana (flechas azules)

63 VÓXEL ISOTRÓPICO Definición: vóxel que tiene las mismas dimensiones en los 3 ejes Utilidad del vóxel isotrópico: Visualización de los datos en cualquier dirección sin pérdida de información Es uno de los principales logros del TCHMC Grosor de corte efectivo independiente del pitch (filtrado Z): mejoría de la resolución longitudinal Solo es posible obtener una imagen isotrópica de alta calidad si los datos brutos en todos los planos tienen (casi) el mismo tamaño

64 PÍXEL 240 mm 0,47 mm 240 mm 0,47 mm TAMAÑO X-Y: = MATRIZ : 512 X 512

65 VOLUMEN DEL VÓXEL= 0,47 X 0.47 X 0,50= 0,110 mm3
DETECTOR 0.5 mm 0,50 mm 0,50 mm El volumen del vóxel ideal es sólo un 6.7% mayor que el volumen del vóxel adquirido 0,50 mm VOLUMEN IDEAL = 0,50 X 0,50 X 0,50 = 0,130 mm3

66 MPR CORONAL AXIAL MPR SAGITAL En este traumatismo facial, al ser el volumen isotrópico, no hay pérdida de calidad en la imagen con las distintas reconstrucciones MPR Es una fractura de LeFort tipo II. Los cigomáticos se mantienen unidos a la base del cráneo. Tampoco existe fractura de las paredes orbitarias laterales.

67 CONCLUSIONES El TCHMC es superior al TCH monocorte en casi todas las aplicaciones clínicas debido a: Mayor velocidad Mayor resolución espacial Mayor volumen cubierto por rotación El TCHMC ha permitido el desarrollo de nuevas técnicas (perfusión cerebral) La imagen isotrópica es uno de los grandes logros del TCHMC El radiólogo debe estar familiarizado con parámetros de adquisición y técnicas de postproceso para una correcta interpretación de las imágenes