Breve historia de la tomografía computarizada Desde su introducción a mediados de la década de 1970, la tecnología de escáner de TC ha experimentado una.

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2 Breve historia de la tomografía computarizada Desde su introducción a mediados de la década de 1970, la tecnología de escáner de TC ha experimentado una mejora continua en el rendimiento, incluidos aumentos en la velocidad de adquisición, la cantidad de información en cortes individuales y el volumen de cobertura. Un gráfico ( Fig.1-2) de estos parámetros frente al tiempo se parece a la Ley de Moore para el precio-rendimiento de la computadora, que observa que las métricas de la computadora (velocidad del reloj, costo de la memoria de acceso aleatorio o almacenamiento magnético, etc.) se duplica cada 18 meses. En el caso de la tecnología CT, el período de duplicación es de aproximadamente 32 meses, todavía una tasa impresionante. Por ejemplo, el tiempo de escaneo por corte ha disminuido de 300 segundos en 1972 a 0.005 segundos en 2005. Los factores que contribuyen a este notable avance incluyen mejoras en el hardware electrónico y el desarrollo de configuraciones de escaneo mecánico innovadoras.Fig.1-2

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4 Históricamente, las primeras configuraciones de escáner se caracterizaron como generaciones sucesivas de geometría de escáner ( Fig. 1-3 ). En 1990, los sistemas de haz de abanico giratorio, que utilizaban tecnología de anillo deslizante para permitir la rotación continua del tubo de rayos X y el detector, habían reducido el tiempo de adquisición a aproximadamente 1 segundo, y los cálculos de reconstrucción requerían varios segundos por corte. Sin embargo, el tiempo requerido para escanear el volumen de interés de un paciente a menudo era más largo que una simple apnea, y el rango de escaneo estaba limitado por la carga térmica del tubo de rayos X a 10 a 30 cm. Al trasladar la mesa del paciente continuamente a través del pórtico giratorio, denominado escaneo helicoidal o en espiral, la cobertura de volumen y la velocidad de escaneo se incrementaron aún más, con las limitaciones fundamentales de frecuencia como los rayos Xsalida del tubo y velocidad de rotación mecánica. Se desarrollaron técnicas de reconstrucción de imágenes para interpolar planos 2D de los conjuntos de datos 3D que se adquirieron en modo helicoidal. A fines de la década de 1990, los obstáculos encontrados por los primeros escáneres helicoidales fueron superados por la tecnología de filas de detectores múltiples, utilizando múltiples conjuntos de filas de detectores para utilizar más de la salida del tubo de rayos X y adquirir mediciones en múltiples niveles de sección en paralelo. La reconstrucción en estas condiciones es inherentemente 3D, por lo que se deben utilizar algoritmos más complejos. Beneficiándose de mejoras sustanciales en la potencia informática, los rápidos aumentos en el rendimiento de la TC parecen ser sostenibles en el nuevo siglo, con el desarrollo de detectores de pantalla plana, electrónica más rápida y algoritmos de reconstrucción de geometría de haz cónico.Fig. 1-3

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6 Para comprender mejor cómo utilizar la tecnología de TC clínicamente y apreciar las capacidades de los nuevos productos, es necesario conocer los principios fundamentales de la obtención de imágenes de TC. Los principios básicos de la TC involucran mecanismos físicos que se comparten con las imágenes de rayos X, además de técnicas matemáticas que superan la percepción visual humana de las imágenes en 2D. Se puede utilizar una descripción técnica común para describir tanto el proceso de formación de imágenes como la tarea de visualización de imágenes. Estos se examinarán ahora en detalle.

7 COMPONENTES DEL SISTEMA DE ADQUISICIÓN DE TOMOGRAFÍA INFORMÁTICA

8 Generación de Rayos X Para las imágenes médicas, los rayos X se generan mediante un tubo de rayos X. En este dispositivo, un filamento de metal se calienta (como una bombilla) hasta que los electrones energéticos escapan del cátodo.superficie al vacío. Estos electrones son luego acelerados por un campo eléctrico, adquiriendo energía cinética mientras son atraídos por un objetivo de ánodo positivo. La cantidad total de energía adquirida por el electrón en el campo eléctrico acelerado es igual al producto del potencial (kilovoltaje pico, kVp) por la unidad de carga eléctrica, que posee unidades de electronvoltios (kiloelectronvoltios, keV). La cantidad de carga generada por el tubo de rayos X por unidad de tiempo tiene unidades de corriente eléctrica (miliamperios, mA) y el producto del voltaje y la corriente es la cantidad de potencia (vatios) entregada por el tubo. Se utilizan campos electrostáticos y / o magnéticos para enfocar el haz de electrones en un área pequeña del objetivo del ánodo. Normalmente, este punto focal tiene unas dimensiones de aproximadamente 1 mm. Cuando los electrones chocan con el objetivo, la mayor parte de su energía se disipa en calor, pero una pequeña fracción (<1%) se convierte en varias formas de radiación electromagnética. Un espectro típico de la distribución de energía emitida por el tubo de rayos X se muestra enFigura 1-4. De manera característica, hay una porción linealmente decreciente causada por bremsstrahlung, la desaceleración de los electrones en el objetivo. Según las ecuaciones de Maxwell, cualquier carga que se acelere irradiará energía electromagnética. A medida que los electrones del haz pasan a través de los átomos objetivo, interactúan y se aceleran. La cantidad máxima de energía que se puede transferir es igual a e × kVp, y cantidades menores de energía aparecen aleatoriamente dependiendo de los detalles de las colisiones de electrones. Los picos agudos en el espectro ocurren cuando los electrones del haz depositan energía excitando electrones atómicos en el objetivo. Las transferencias de capa de electrones surgen en átomos, con radiación característica en picos de energía bien definidos (borde K).Figura 1-4

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10 El espectro generado en un tubo de rayos X contiene muchos fotones de baja energía. La potencia en el rayo asociado con un rango de energía particular es bastante constante, porque el número de cuantos disminuye linealmente en función de la energía, mientras que la energía de un cuanto individual aumenta linealmente. Debido a que los cuantos de energía más bajos se atenúan efectivamente en el paciente, contribuyen muy poco a la señal medida mientras exponen al paciente a la dosis de radiación. Por lo tanto, el rayo se filtra colocando material alrededor del tubo de rayos X para reducir gran parte de los cuantos de baja energía mientras pasan los cuantos de alta energía, lo que lleva a una compensación óptima entre la calidad de imagen y la dosis. Los rayos X del objetivo se distribuyen en un amplio ángulo sólido (esencialmente un hemisferio). Para minimizar la dosis de radiación y la generación de dispersión de fondo, el haz de rayos X se colima mediante una apertura en un haz de abanico delgado. En el caso de los escáneres de TC, el haz suele tener un grosor de unos pocos milímetros en el paciente, subtendiendo un abanico de unos 45 grados. Además, debido a que la anatomía humana generalmente tiene una sección transversal redonda que es más gruesa en el medio que en la periferia, más flujo de rayos X llega a los detectores en el centro que en los bordes. Esto significa que los pacientes reciben más dosis de la necesaria en la periferia de su anatomía. Para compensar este efecto, se coloca un filtro en forma de pajarita en el haz, que se estrecha de tal manera que su centro es más delgado que sus bordes, para igualar el flujo que llega a los detectores y minimizar la dosis del paciente. La ineficacia en la conversión de la corriente de electrones en rayos X ha sido una limitación práctica significativa en el funcionamiento de los equipos de imágenes de rayos X. El tubo se calienta rápidamente a altas temperaturas, que deben limitarse para evitar daños. Los objetivos de los ánodos se han diseñado para girar sobre cojinetes, extendiendo el área que es calentada por el rayo. Los disipadores de calor se utilizan para eliminar el calor del sistema por convección o enfriamiento asistido por agua. En una operación clínica típica, un tubo de rayos X suministra al paciente del orden de 2 × 10 11 rayos X por segundo, lo que proporciona una alta relación señal / ruido para las mediciones.

11 Detección de rayos X La detección de rayos X se logra mediante el uso de materiales especiales que convierten las altas energías (decenas de keV) del cuanto de rayos X en formas de energía más baja, como fotones ópticos o pares de electrones y huecos, que tienen energías de unos pocos. electronvoltios. En esta conversión descendente, se generan muchos cuantos secundarios, normalmente miles por cuantos primarios. Los materiales del detector, como fósforos, cerámicas centelleantes o gas xenón presurizado, finalmente producen una corriente o voltaje eléctrico. Los amplificadores electrónicos acondicionan esta señal y un convertidor de analógico a digital la convierte en un número digital. El rango de señales producidas en la tomografía es grande, variando desde un barrido de aire (sin atenuación o transmisión del 100%) hasta el de un paciente grande con implantes metálicos (posible atenuación del 0,0006%), un factor de casi 10 5. Además, incluso en los niveles de señal más bajos, el convertidor de analógico a digital debe poder detectar modulaciones de un pequeño porcentaje. Por lo tanto, el rango general se aproxima a un factor de un millón, especificando el equivalente de un convertidor de analógico a digital de 20 bits.

12 Electromecánica de pórtico Para obtener las medidas necesarias en diferentes ángulos, todos los componentes eléctricos deben girarse alrededor del paciente. En los escáneres modernos, esto impone enormes requisitos en cuanto a precisión mecánica y estabilidad. El pórtico puede pesar de 400 a 1000 kg, tener un diámetro de 1,5 my girar 3 revoluciones por segundo. Mientras gira, puede que no se mueva más de 0,05 mm. Originalmente, el pórtico estaba conectado por cables al entorno exterior y tenía que cambiar la dirección de rotación al final de cada revolución. Un gran avance en la operación de escaneo se produjo con la invención de la tecnología de anillo deslizante, que utilizaba contactos de escobilla para proporcionar energía eléctrica continua y comunicación electrónica, permitiendo una rotación continua.

13 Escaneo helicoidal / en espiral Uno de los principales objetivos de los fabricantes de TC ha sido proporcionar tiempos de exploración más rápidos y una mayor cobertura de exploración. Con el advenimiento de la tecnología de anillos deslizantes y la rotación continua del pórtico, la principal limitación para la velocidad de exploración fue el paso de la cama del paciente para colocar cortes secuenciales. A fines de la década de 1980 se introdujo el movimiento continuo de la mesa del paciente, lo que permitió tiempos de escaneo más rápidos pero requirió un manejo de datos diferente para la reconstrucción de imágenes ( Fig. 1-5). Anteriormente, la teoría de la reconstrucción por TC se basaba en tener un conjunto completo de medidas de pórtico para cada corte reconstruido. Sin embargo, en las exploraciones helicoidales, el pórtico se encuentra en posiciones de mesa continuamente diferentes a lo largo de cada rotación. Una buena aproximación matemática para cada posición de pórtico es interpolar un plano de reconstrucción a partir de las posiciones de pórtico vecinas correspondientes. Este enfoque proporcionó una calidad de imagen adecuada y, de hecho, tuvo el beneficio adicional de que los cortes se podían reconstruir retrospectivamente para posiciones de tabla arbitrarias, en lugar de limitarse a incrementos de tabla fijos. Además, el análisis reveló que, en promedio, la resolución espacial era mejor con exploraciones helicoidales en lugar de exploraciones secuencialesFig. 1-5

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15 Configuración del detector A mediados de la década de 1990, las exploraciones helicoidales se habían vuelto limitadas en velocidad debido a las fuerzas mecánicas asociadas con los tiempos de rotación del pórtico de subsegundos y los requisitos de salida de los tubos de rayos X para suministrar suficiente flujo para una relación señal / ruido adecuada. La siguiente mejora en el rendimiento resultó de la adquisición de mediciones en múltiples niveles corporales en paralelo, utilizando más de una fila de detectores al mismo tiempo. Este avance permitió un aumento en la velocidad de adquisición de volumen proporcional al número de filas de detectores. En este enfoque, el tubo de rayos X produce un haz amplio de rayos X, en lugar de uno colimado en un corte estrecho; al ampliar la colimación para iluminar varias filas de detectores, se obtienen más mediciones de la misma salida de tubo. Inicialmente, se introdujeron escáneres de TC de fila multidetector (MDCT) de dos o cuatro filas, pero el número de filas de detectores ha crecido de manera constante, y los dispositivos de 64 filas de detectores ahora permiten una cobertura de volumen muy grande. Debido al aumento de la anchura longitudinal del haz de rayos X con la TCMD, las mediciones de los datos de imagen ya no corresponden a los rayos ortogonales al eje de exploración; por lo tanto, se requieren nuevos algoritmos de reconstrucción para mantener la calidad de la imagen y evitar distorsiones. En CT de fila de detector único (SDCT), cada fila de detector individual funciona como una sola unidad y proporciona datos de proyección para una sola sección por rotación. En SDCT, se obtienen diferentes anchos de sección mediante el ajuste de la colimación prepaciente del haz de rayos X ( Fig. 1-6 ). En MDCT, los detectores se dividen aún más a lo largo del eje z, lo que permite la adquisición simultánea de múltiples secciones por rotación. Por lo tanto, MDCT proporciona una cobertura del eje z más grande y más rápida por rotación con anchos de sección más delgadosFig. 1-6

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17 Cuando se introdujeron los escáneres MDCT de cuatro canales a finales de la década de 1990, los fabricantes de TC utilizaron tres configuraciones de detectores diferentes: (A) 16 filas de detectores con un espesor uniforme, denominada matriz uniforme (General Electric); (B) ocho filas de detectores de espesores variables, filas más delgadas en el centro y filas más anchas en la periferia, denominada matriz adaptativa [Siemens y Philips]; y (C) 34 filas de detectores con dos espesores fijos, cuatro filas más delgadas en el centro y 30 filas más gruesas en la periferia, denominada matriz híbrida(Toshiba). Tenga en cuenta que los sistemas MDCT de cuatro canales contienen detectores que se dividen en ocho a 34 filas a lo largo del eje z. Sin embargo, el número de secciones adquiridas en cada rotación está restringido a cuatro porque estos sistemas contienen solo cuatro canales de datos. Cuando se desea una exploración con una colimación estrecha, se utilizan cuatro filas de detectores centrales individuales para la medición de datos, con un haz de rayos X de colimación estrecha dirigido sobre estas filas de detectores centrales (p. Ej., 4 × 1 mm). Para generar exploraciones con anchos de sección más grandes, se utiliza un haz de rayos X ampliamente colimado y las salidas de dos o más filas de detectores adyacentes se combinan electrónicamente en una sola fila de detectores más gruesa para cada uno de los cuatro canales de datos. Por ejemplo, se pueden agrupar dos filas de detectores de 1 mm para que funcionen como una sola fila de detectores para una colimación de 2 mm (4 × 2 mm),

18 Para la TCMD de 16 canales, todos los fabricantes de TC adoptaron un diseño de matriz híbrida, en el que el grosor de las filas de detectores es un poco menos de 1 mm para las filas centrales y un poco más de 1 mm para las filas periféricas. Sin embargo, la longitud de la cobertura del eje z y el número de filas de detectores varía ampliamente entre los fabricantes de TC. Para MDCT de 64 canales, los fabricantes de CT han vuelto a utilizar un diseño de fila de detectores común, esta vez una matriz uniforme en la que todas las filas de detectores tienen un grosor uniforme. Sin embargo, como en la TCMD de 16 canales, el número total de filas de detectores y la cobertura del eje z son muy variables entre los fabricantes de TC.

19 FORMACIÓN DE IMÁGENES DE TOMOGRAFÍA COMPUTADA

20 Señales de rayos X Las imágenes de rayos X consisten en la generación de rayos X, la transmisión de esos rayos X a través de objetos materiales y la detección de la energía del haz que sale del objeto. La atenuación de los rayos X dentro de un objeto se rige por interacciones en la escala atómica, en la que cada molécula del objeto tiene una sección transversal para interactuar con cada rayo X. Debido a esta interacción, el flujo de rayos X disminuye enpromedio en un cierto porcentaje por cada unidad de distancia recorrida a través del objeto. Por lo tanto, si una radiografía de 60 keV viaja a través de 1 mm de agua, en promedio sobrevivirá el 97,4% del tiempo. Para 2 mm de agua, las probabilidades de supervivencia se multiplican por una tasa del 95%. La probabilidad de transmisión es, por tanto, una función exponencialmente decreciente de la cantidad total y el tipo de material presente, representada por la ecuación de Lambert-Beer: donde S es el número de cuantos de señal sobrevivientes, I es el número de cuantos incidentes, el subíndice i indica los diferentes materiales que componen la muestra, μ i es el coeficiente de atenuación lineal para cada material y μ i es la cantidad (espesor) de ese material presente.

21 En la proyección de imagen de rayos X, la imagen consiste en los cambios relativos en la señal S en un área de visualización. Para una persona de 70 kg, con un abdomen aproximadamente equivalente a 20 cm de espesor de agua, la probabilidad de supervivencia para un solo cuanto sería de alrededor del 2%. La presencia de 2 mm adicionales de estructura anormal cambiaría esta probabilidad de supervivencia al 1,98% (solo una diferencia del 1%). Dado este pequeño cambio en medio de muchas estructuras corporales superpuestas, está claro que la radiografía de proyección tiene una capacidad limitada para demostrar detalles anatómicos. En las imágenes de TC, las mediciones de S se realizan a partir de múltiples proyecciones, y a partir de estas mediciones μ i se calcula para visualización directa. Esta técnica da como resultado un contraste relativo mucho mayor entre estructuras adyacentes. Por ejemplo, un nódulo calcificado de 2 mm puede tener una diferencia del 200% en el coeficiente de atenuación en comparación con el tejido circundante y, por lo tanto, ser mucho más llamativo que en una radiografía de proyección (v. Fig. 1-1 ).. Fig. 1-1 Para la visualización de imágenes, los rayos X de proyección se presentan como un brillo que es proporcional a los cambios de la señal transmitida S en la Ec. 1. En CT, el mapa de atenuación de la imagen se presenta en unidades relativas al coeficiente de atenuación del agua, expresado como unidades Hounsfield (HU).Ec. 1

22 Reconstrucción de imágenes a partir de datos de proyección bidimensionales Los conceptos básicos de la generación de imágenes de TC se pueden ilustrar mediante la reconstrucción de una sección de imagen 2D a partir de mediciones de proyección. Una fuente de rayos X y un conjunto de detectores giran alrededor del paciente, haciendo mediciones de la transmisión de rayos X a través del cuerpo. Cada valor medido es el resultado de todas las porciones de atenuación en el paciente a lo largo de una línea desde la fuente de rayos X hasta el detector que realiza la medición. Por lo tanto, un disco circular uniforme tendrá la mayor atenuación en su centro, con un perfil circular. La recopilación de mediciones de líneas desde diferentes ángulos de visión durante una revolución del pórtico proporciona datos de proyección sin procesar antes de reconstruir las imágenes. Los datos de proyección brutos dan como resultado un sinograma ( Fig. 1-7). El sinograma se puede mostrar como una imagen, con el eje y (filas) que representan las medidas de cada detector y el eje x (columnas) que representan las medidas del detector en una posición del pórtico. La imagen del sinograma tiene un patrón intrigante, pero es difícil de interpretar debido a las formas superpuestas. Por tanto, se necesita un método para derivar y calcular la atenuación de la imagen original.Fig. 1-7

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24 Un método, aunque poco práctico, para determinar la imagen de origen implica tratar el sinograma y la imagen como un problema de álgebra lineal. Cada medición es una ecuación que suma todos los píxeles de la imagen a lo largo de un rayo hasta el detector; el conjunto de todas las ecuaciones puede resolverse para las incógnitas de píxeles de la imagen. El tamaño de este problema es abrumadoramente grande porque hay 512 × 512 (es decir, más de un cuarto de millón) variables involucradas con 768 × 1400 (es decir, más de un millón) de mediciones, que requieren operaciones matriciales que abruman incluso a las computadoras modernas. Se pueden utilizar otros métodos matemáticos, como las técnicas iterativas o la optimización de máxima verosimilitud, para resolver imágenes, pero también son demasiado intensivos desde el punto de vista informático para el uso clínico de rutina

25 El proceso matemático que hizo práctica la reconstrucción por TC se llama retroproyección filtrada. Se puede demostrar teóricamente ( 5 ) que si las medidas de proyección tienen ciertas propiedades (todas se encuentran en un plano, consisten enescalones de pórtico igualmente espaciados que cubren al menos media revolución, y los detectores son equidistantes y cubren todo el objeto a reconstruir), luego la atenuación (imagen) en cualquier punto dentro del campo de visión del escáner se puede calcular sumando una cierta combinación ponderada de las medidas. Este proceso de suma ponderada se denomina kernel (consulte la sección titulada Reconstruction Kernelmás adelante en este capítulo para obtener más detalles). Se suma la medición del detector que intercepta directamente el píxel y se restan las mediciones de los detectores vecinos. Se pueden diseñar diferentes granos para proporcionar imágenes nítidas y nítidas o para suavizar el ruido, según la aplicación clínica. Este proceso, que fue adoptado universalmente por los fabricantes de TC en los primeros años de la TC, se puede realizar de manera muy eficiente mediante computadoras o módulos de hardware especiales, ya sea directamente o con técnicas de Transformada Rápida de Fourier.5Reconstruction Kernel

26 Reconstrucción de imágenes a partir de datos de proyección tridimensionales El proceso de retroproyección filtrada requiere que los datos de la imagen se limiten a un solo plano. Con la TC helicoidal, se adquieren volúmenes 3D en lugar de secciones únicas de datos, lo que requiere el desarrollo de nuevos algoritmos de reconstrucción.

27 Tomografía computarizada en espiral con un solo detector: interpolación lineal En el escaneo en espiral, la mesa del paciente se mueve continuamente, por lo que en cualquier ubicación longitudinal o z determinada hay solo unas pocas (o ninguna) mediciones de pórtico exactamente correspondientes que están alineadas en el mismo plano para la retroproyección filtrada en 2D. Cuanto mayor sea el paso (es decir, cuanto más rápido se desplaza la tabla de TC en relación con la colimación del detector), más se separan y se desvían las mediciones del pórtico del plano. Para proporcionar un conjunto completo de mediciones para la retroproyección filtrada, las mediciones del pórtico que faltan se estiman tomando el promedio de las mediciones más cercanas (en el eje z) que se recopilan. Se emplean dos versiones de este método. El primero se llama 360LI y toma promedios de medidas separadas por una rotación. En este enfoque, para generar datos de proyección para un plano de imagen de destino, dos mediciones de pórtico a cada lado del plano de imagen que se colocan más cerca del plano de la imagen y están separadas 360 grados (es decir, se miden en rotaciones posteriores) se interpolan linealmente para cada ángulo de proyección. La técnica 360LI tiene la desventaja de que el recorrido en una revolución puede ser grande, y si las estructuras cambian significativamente a lo largo de esta distancia, se producirá un efecto borroso o un promedio de volumen parcial. El segundo método, llamado 180LI, aprovecha la simetría entre la fuente de rayos X y el detector a través del pórtico, es decir, el rayo medido es nominalmente el mismo cuando las posiciones de la fuente y el detector están separadas por media rotación (180 grados). La técnica 180LI hace uso del hecho de que para cada rayo de medición, un compañero de interpolación ya está disponible después de aproximadamente media rotación, cuando el tubo de rayos X y el detector han cambiado de posición. Este rayo virtual derivado geométricamente se denomina rayo complementario. La técnica 180LI implica distancias z más pequeñas y, por lo tanto, sufre menos borrosidad. (El mismo truco se puede utilizar en imágenes cardíacas, para acortar la ventana de tiempo para una instantánea de imagen y minimizar el desenfoque temporal).

28 Tomografía computarizada en espiral con multidetectores: interpolación Z o filtrado Z Los primeros escáneres de filas de detectores múltiples tenían dos o cuatro filas de detectores, y las mediciones de datos podían tratarse como una simple pila paralela de filas de detectores independientes. En este caso, los 360LI y 180LI utilizados en los enfoques de reconstrucción en espiral SDCT pueden extenderse directamente a MDCT espiral. Luego, se podrían crear planos de medidas por interpolación lineal (ya sea 360LI o 180LI) a partir de las mediciones de la fila más cercana al plano objetivo, una técnica conocida como rebinning avanzado de un solo corte ( 29). El cálculo de interpolación se puede realizar muy rápidamente y es esencialmente similar al escaneo de una sola fila. En el enfoque de interpolación 360LI, la interpolación se puede realizar utilizando rayos medidos en el mismo ángulo de proyección por diferentes filas de detectores o en rotaciones consecutivas del escáner con una separación de 360 ​​grados. En el enfoque de reconstrucción 180LI, se pueden utilizar rayos directos y complementarios para la interpolación en espiral. Los fabricantes de escáneres de TC propusieron diferentes enfoques matemáticos para ponderar e interpolar los rayos vecinos para el plano de la imagen objetivo, como la interpolación z o el filtrado z ( 3, 22, 25 ).2932225

29 Tomografía computarizada de panel plano o multidetector de haz ancho: reconstrucción de haz cónico Con aumentos en el número de filas de detectores más allá de cuatro, es necesario tener en cuenta el ángulo del haz de cono entre las filas de detectores ( 8 ). Algunos fabricantes utilizan variaciones y extensiones de algoritmos de sección de nutación para la reconstrucción de imágenes ( 4, 16, 21, 31 ). Estos algoritmos dividen la tarea de reconstrucción 3D en una serie de reconstrucciones 2D convencionales en planos de imagen intermedios inclinados, beneficiándose así de técnicas de reconstrucción 2D establecidas y muy rápidas. Algunos ejemplos son la reconstrucción multiplanar adaptativa (Siemens) ( 7 ) y la reconstrucción de hiperplano ponderado (GE Medical Systems) ( 12) técnicas. Otros fabricantes (Toshiba, Philips) se han extendido al escaneo multisección del algoritmo Feldkamp ( 6, 9 ), una reconstrucción aproximada de retroproyección de convolución 3D que se introdujo originalmente para el escaneo secuencial. Con este enfoque, teniendo en cuenta su geometría de haz cónico, los rayos de medición se proyectan hacia atrás en un volumen 3D a lo largo de las líneas de medición. Sin embargo, la retroproyección tridimensional es computacionalmente exigente y requiere hardware dedicado para lograr tiempos aceptables de reconstrucción de imágenes. El desarrollo de métodos para dar cuenta de la geometría de haz cónico de los rayos X de medición es actualmente un área activa de investigación.8416213171269

30 MÉTRICAS DE IMÁGENES Aunque la calidad de la imagen es la última medida de un sistema de imágenes, es difícil definir y cuantificar la calidad de la imagen. En entornos clínicos, la calidad de la imagen se determina con frecuencia de forma cualitativa y subjetiva. La teoría de la comunicación especifica los parámetros fundamentales de la transferencia de información como señal, resolución, distorsión y ruido para caracterizar el rendimiento del sistema. Varios parámetros cuantitativos y objetivos se utilizan comúnmente para describir la calidad de la imagen: resolución espacial, resolución de contraste, resolución temporal, ruido y artefactos.. Estos parámetros se ven afectados por el aparato de exploración de TC y las variables de exploración y, a menudo, se utilizan para evaluar el rendimiento de un escáner de TC.

31 Señal Una imagen representa un mapa de alguna cantidad física, ya sea directamente medida o derivada de medidas. La señal de imagen puede ser continua, como en una radiografía de película de pantalla o una fotografía de 35 mm, o puede ser discreta, como una imagen médica en un monitor de computadora. En el proceso de adquisición de TC, la cantidad medida es la atenuación del haz de rayos X (como una proyección de rayos X), con una señal eléctrica física continua que representa el flujo de energía de los rayos X, convertida a un valor digital discreto. A partir de un conjunto de estas medidas, se calcula una imagen digital para representar el coeficiente de atenuación del material en el objeto. El mapa es una colección de píxeles (elementos de imagen), normalmente una matriz cuadrada de 512 píxeles en un lado. Cuando se recopilan varios cortes en conjuntos de datos de volumen, el mapa 3D se convierte en una colección de vóxeles (elementos de volumen). En términos informáticos, las mediciones originales pueden consistir en datos de 16 bits (lo que permite un rango de valores que abarca un factor de 64.000), mientras que las imágenes reconstruidas suelen ser datos de 8 o 12 bits (un rango de hasta 4.095). Se supone que la señal es lineal con las propiedades físicas del objeto mostrado. Por ejemplo, si la densidad del medio de contraste en un vóxel se duplica, el valor de los píxeles aumentará en un factor de dos. La información en la señal de la imagen consiste en patrones de cambio en la imagen. La magnitud de tal cambio se caracteriza por el contraste, la variación de los valores locales de los valores circundantes. En sistemas digitales discretos, la profundidad de bits de los datos determina el cambio más pequeño que se puede registrar, normalmente un paso de 0,02% (12 bits) en los datos digitales o un paso de 0,4% (8 bits) para una imagen visualizada. En el proceso de visualización de imágenes, la señal se relaciona con la intensidad de los patrones de luz que ve un observador humano. El rango dinámico de la señal luminosa puede ser un factor de 500 a -1.000 de claro a oscuro. Las señales se pueden transformar en diferentes representaciones, por ejemplo, un archivo de imagen de atenuación CT se asigna a una señal de intensidad de luz para ver en un monitor, con ajustes de brillo y contraste para enfatizar diferentes áreas de interés.

32 Resolución El término resolucióncaracteriza la capacidad de un sistema de imágenes para detectar cambios en una señal; el término surge en varios contextos diferentes en las operaciones de imágenes (por ejemplo, resolución espacial o temporal). La capacidad de un sistema de imágenes para registrar cambios entre diferentes puntos en el espacio depende de dos factores: la apertura del sistema y (para sistemas discretos) la frecuencia de muestreo. La apertura de un sistema puede adoptar diferentes formas: en un sistema de visualización, puede ser del tamaño del punto de luz para formar la imagen; en un escáner de TC, podría ser del tamaño de la celda detectora que mide el flujo de rayos X. La apertura se considera constante por partes dentro de sí misma, por lo que los cambios solo se pueden registrar en un tamaño acorde con sus dimensiones. La resolución espacial se caracteriza por una función de dispersión de puntos, que es la huella de señal de una entrada de tamaño infinitesimal (punto), y se expresa como longitud (como ancho completo a la mitad del valor máximo de la función de dispersión de puntos). De manera equivalente, la resolución se puede informar en el dominio de la frecuencia describiendo una función de transferencia de modulación (MTF), que caracteriza cómo las señales de diferentes frecuencias espaciales (tamaño) son atenuadas por el sistema de medición. En sistemas discretos, un factor adicional que afecta la resolución es la frecuencia de muestreo a la que se transfieren las señales. Por ejemplo, un haz de luz en movimiento de 1 mm de diámetro podría modularse cada 0,5 mm. Existen elegantes análisis matemáticos para describir el efecto de la frecuencia de muestreo en la información de la señal. Un resultado que se usa con frecuencia es el criterio de Nyquist, que establece que se requieren al menos dos muestras en la distancia de la apertura del sistema para evitar la distorsión de la información de la señal. Este análisis se utiliza ampliamente en el diseño de sistemas de imágenes médicas

33 Resolución espacial (alto contraste) La resolución espacial mide la capacidad de un sistema de imágenes para resolver objetos cercanos o mostrar detalles finos. La resolución espacial de la TC se describe en dos dimensiones, resolución de imagen xy (en el plano) y resolución en dirección z (longitudinal). La resolución longitudinal y en el plano depende de diferentes factores. Tradicionalmente, la resolución espacial en el plano ha sido mucho mejor que la resolución espacial longitudinal o transversal, pero la resolución longitudinal se ha mejorado significativamente con la TCMD y se acerca a la resolución en el plano.

34 Resolución espacial en el plano La resolución espacial en el plano generalmente se expresa en pares de líneas por milímetro, típicamente de 0.5 a 2 lp / mm para CT. A menudo se mide directamente mediante imágenes y visualización de objetos de alto contraste de tamaños cada vez más pequeños o frecuencias espaciales crecientes ( fig. 1- 8 ). Sin embargo, el proceso de evaluación involucrado en este enfoque puede ser subjetivo. Los métodos cuantitativos más objetivos se basan en el cálculo de MTF, que se define como la relación entre la modulación de salida y la modulación de entrada, midiendo la respuesta deun sistema de imágenes a diferentes frecuencias. El MTF se obtiene más comúnmente tomando una transformación de Fourier de la función de dispersión de puntos que se mide escaneando la sección transversal de un maniquí de alambre delgado. Se expresa mediante un gráfico de la fracción de contraste del sujeto en la imagen frente a la frecuencia espacial. Luego se especifica la resolución espacial a la frecuencia para un valor porcentual dado de la MTF ( Fig. 1-9 ).fig. 1- 8Fig. 1-9

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