Download la tomografía helicoidal multicorte en neurorradiología: aspectos

LA TOMOGRAFÍA
HELICOIDAL MULTICORTE
EN NEURORRADIOLOGÍA:
ASPECTOS TÉCNICOS
LA TOMOGRAFÍA HELICOIDAL MULTICORTE
EN NEURORRADIOLOGÍA: ASPECTOS
TÉCNICOS

OBJETIVOS DOCENTES

REVISIÓN DEL TEMA

CONCLUSIONES
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
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
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
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 tuboarco de detectores gira
mientras avanza la mesa del
paciente. Esto da lugar a una
adquisición en forma de hélice
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)
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
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
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
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
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!!!
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)
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
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
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
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
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
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
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
PRINCIPIOS TÉCNICOS
Píxel
Vóxel
Matriz
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
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
Pitch =

Avance de la mesa por cada rotación del gantry (mm)
Colimación del haz (mm)
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.
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
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
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
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
PARÁMETROS EN TC DE CRÁNEO
Para aumentar la resolución en contraste ….
-Aumentar el grosor de corte
PARÁMETROS EN TC DE CRÁNEO
Para aumentar la resolución en contraste ….
-Aumentar el grosor de corte
Inconvenientes
-Menor resolución espacial
-Aumento
del volumen parcial
PARÁMETROS EN TC DE CRÁNEO
Para aumentar la resolución en contraste ….
-Aumentar el tiempo de rotación
PARÁMETROS EN TC DE CRÁNEO
Para aumentar la resolución en contraste ….
-Aumentar el tiempo de rotación
Inconvenientes
-Más y más importantes artefactos por
movimientos
PARÁMETROS EN TC DE CRÁNEO
Para aumentar la resolución en contraste ….
-Reducir la matriz
PARÁMETROS EN TC DE CRÁNEO
Para aumentar la resolución en contraste ….
-Reducir la matriz
Inconvenientes
-Menor resolución espacial
¿OFRECE VENTAJAS EL TCHMC EN MODO
HELICOIDAL EN EL ESTUDIO DE CRÁNEO?
1. No es necesaria la mayor velocidad de rotación del tubo del modo
helicoidal:
• ↓ el mA/s
↑ el ruido
↓ la resolución en contraste
2. No suele ser útil el aumento de la resolución espacial en el eje z:
• No se realizan habitualmente reconstrucciones 3D ó 2D
3. La resolución en contraste es discretamente menor en el TCHMC en
modo helicoidal:
• Los algoritmos de interpolación aumentan el ruido
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.
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.
ANGIOGRAFÍA TCHMC (ATC) EN
NEURORRADIOLOGÍA

OBJETIVOS

Gran velocidad



Alta resolución espacial


Separación de fase arterial y
venosa
Menor dosis de contraste
SOLUCIONES DEL TCHMC



En los ejes X-Y-Z
Vóxel isotrópico



Reconstrucciones


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
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.
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
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
VALORACIÓN DE LAS ESTENOSIS
CAROTÍDEAS POR ATC
DEBE SER EL PRIMER MÉTODO DE
EVALUACIÓN
IMÁGENES
AXIALES
FUENTE
NO HAY PÉRDIDAS DE INFORMACIÓN (AL
CONTRARIO QUE CON LOS MÉTODOS DE
POSTPROCESO)
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
VALORACIÓN DE LAS ESTENOSIS CAROTÍDEAS
POR ATC
PROPORCIONA
IMÁGENES
SIMILARES
ANGIOGRAFÍA CONVENCIONAL
MIP
A
LA
NO PERMITE VALORAR VASOS SI HAY SUPERPOSICIÓN
CON ESTRUCTURAS DE MAYORES VALORES DE
ATENUACIÓN QUE EL CONTRASTE (CALCIO Y HUESO)
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
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
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
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
ANÁLISIS DE LA VALORACIÓN DE LOS
ANEURISMAS CEREBRALES POR ATC
VENTAJAS
INCONVENIENTES
Técnica rápida y menos cara que la Es menos sensible y específica que la
ASD (obtención de datos en HSA ASD para la detección de aneurismas
aguda)
Proporciona información anatómica Es una técnica que en ocasiones no
más completa
está disponible
La información obtenida puede Proporciona una información menos
utilizarse para una planificación del completa en relación con los patrones
tratamiento rápida y definitiva
de flujo en el polígono de Willis
No hay prácticamente riesgo o
intolerancia a la prueba por parte del
paciente
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
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
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
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
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.
ADQUISICIÓN DE DATOS
40 dinámicos
No Stack
8 mm
Tiempo de rotación 1 s
8 mm
8 mm
32 mms
8 mm
UH
0
5
10
20
25
30
t
ANÁLISIS: PARÁMETROS BÁSICOS
PARÁMETRO
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)
5s
ANÁLISIS DE LOS DATOS
UH
MÁXIMA PENDIENTE DE LA
CURVA: CBF
TTP
CURVA DE MEDIDA DE
REALCE
0
5
10
15
20
25
30
t
ANÁLISIS DE LOS DATOS
U
H
MÁXIMA PENDIENTE DE LA
CURVA: CBF
TTP
ÁREA BAJO
LA CURVA:
CBV
CURVA DE MEDIDA DE
REALCE
0
5
10
15
20
25
30
t
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?
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
INTERPRETACIÓN DE LOS PARÁMETROS DE PERFUSIÓN
TC EN EL INFARTO CEREBRAL
CONDICIÓN PATOLÓGICA
MTT
CBV
CBF
=
=
ESTENOSIS U OCLUSIÓN ARTERIAL
CON COMPENSACIÓN EXCELENTE
TEJIDO CON RIESGO DE INFARTO
TEJIDO CON INFARTO IRREVERSIBLE
=
/
PENUMBRA!!!
CONDICIÓN
PATOLÓGICA
CBF (Absoluto / Relativo)
TEJIDO CON RIESGO DE 20-10 mL/100g/min (60INFARTO
30%)
< 10 mL/100g/min
TEJIDO CON INFARTO
(<30%)
IRREVERSIBLE
CBV (Absoluto / Relativo)
>1,5 – 2,5 mL/100g (>4060%)
< 1,5- 2,5 mL/100g
(<40%)
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).
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
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)
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
PÍXEL
240 mm
0,47 mm
0,47 mm
240 mm
TAMAÑO X-Y:
MATRIZ : 512 X 512
240
512
= 0,47 mm
VOLUMEN DEL VÓXEL= 0,47 X 0.47 X 0,50= 0,110 mm3
0,47 mm
0,47 mm
DETECTOR 0.5 mm
0,50 mm
0,50 mm
VOLUMEN IDEAL = 0,50 X 0,50 X 0,50 = 0,130 mm3
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
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