Fundamentos de Imagenología Médica: TC, Medicina Nuclear y Resonancia Magnética
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TC: es una imagen digital, la que es una representación bidimensional de una imagen que se basa en una matriz numérica, la información de esta se compone de números binarios. Características claves: Discretización espacial: La imagen se divide en una cuadrícula de puntos o celdas. Discretización de intensidad: El valor de intensidad o el nivel de gris de cada punto se representa numéricamente. En TC el haz de radiación genera yuna señal electrónica en un detector, esta señal se procesa, almacena y despliega como una matriz de intensidades. La Matriz de imagen y el Píxel: Matriz de Imagen: Una matriz es una disposición de filas y columnas. Cada celda dentro de esta matriz representa una posición específica en la imagen. Valor Asignado (x): A cada celda de la matriz se le asigna un valor numérico 
, que indica la intensidad o el nivel de gris de esa posición. Píxel (Picture Element): Un píxel es la unidad mínima de información que puede ser mostrada por un monitor. Cada celda de la matriz de imagen es un píxel. VOXEL: representa un volumen tridimensional. En TC, los datos se adquieren en 3D, pero se visualizan como una serie de imágenes 2D (cortes).La dimensión de un vóxel está determinada por las dimensiones espaciales en el plano ( 
, 
) y el grosor de corte en el eje z ( 
). Resolución Espacial: Se refiere a la cantidad de píxeles en una imagen. Una imagen con más píxeles (una matriz de mayor tamaño, por ejemplo, 
en comparación con 
) tiene una mejor resolución espacial. Esto permite distinguir componentes más pequeños con mayor facilidad. Profundidad de Color (Niveles de Gris): La información de cada píxel se almacena como datos numéricos binarios (ceros y unos). La combinación de estos bits determina el nivel de gris de un píxel. Un bit es la unidad mínima de información binaria (0 o 1).Con 
bits, se pueden representar 
niveles de intensidad o gris. En TC, se utilizan comúnmente 12 bits, lo que permite 4096 niveles de gris (
). Estos niveles de gris se diferencian en pasos discretos. Proceso de Adquisición y Reconstrucción de Imagen en TC : Proyección en Abanico (Fan Beam Projection): El haz de rayos X, con forma de abanico, emite radiación que converge en un punto (el tubo de rayos X). Los rayos individuales atraviesan al paciente y son medidos por los elementos del detector. La colección de mediciones de estos rayos forma una proyección. Medición de Atenuación: El detector mide la intensidad de los rayos X que atraviesan al paciente. La atenuación de los rayos X por los tejidos se rige por un proceso exponencial: 
Donde: 
es la intensidad del haz después de atravesar el material. 
es la intensidad inicial del haz. 
es el coeficiente de atenuación lineal del material. es la distancia recorrida por el haz en el material. Para facilitar el procesamiento, se utiliza un procesamiento logarítmico para convertir las mediciones de intensidad en proyecciones lineales de : 
Coeficientes de Atenuación (Unidades Hounsfield - HU): La TC mide la atenuación de los rayos X por los diferentes tejidos. Esta atenuación se cuantifica en la escala de Unidades Hounsfield (HU). El agua tiene un valor de 0 HU. El aire tiene un valor de -1000 HU. El hueso tiene valores positivos altos (alrededor de 1000 HU o más). Tejidos blandos como la grasa, la materia gris, la materia blanca y la sangre tienen valores intermedios.
Radón y Retroproyección: La transformada de Radón es la base matemática para la reconstrucción de imágenes en TC. Representa la suma de los valores de atenuación a lo largo de todas las posibles líneas (rayos) que cruzan una imagen. La retroproyección es un método para reconstruir la imagen a partir de las proyecciones. En la retroproyección simple, la información de cada proyección se "difumina" de vuelta sobre la imagen en la dirección de donde provino.Problema de la Retroproyección Simple: La retroproyección simple introduce un desenfoque carácterístico en la imagen reconstruida, a menudo descrito como un desenfoque de 
. Esto significa que los puntos brillantes en la imagen se vuelven más difusos.
Retroproyección Filtrada (Filtered Backprojection - FBP): Para corregir el desenfoque introducido por la retroproyección simple, se utiliza la retroproyección filtrada.Filtrado: Antes de la retroproyección, las proyecciones medidas se pasan a través de un filtro (un "kernel de deconvolución"). Este filtro, a menudo de tipo paso alto, realza las altas frecuencias y suprime las bajas frecuencias, contrarrestando el desenfoque de .Deconvolución: El proceso de aplicar el filtro es esencialmente una deconvolución, que busca eliminar o reducir el efecto del desenfoque. Resultado: La retroproyección de las proyecciones filtradas produce una imagen reconstruida mucho más nítida y fiel al objeto escaneado, con una resolución espacial mejorada.
Métodos de Reconstrucción Retroproyección Simple: Suma la información de cada proyección directamente sobre la imagen. Resulta en imágenes borrosas. Retroproyección Filtrada: Filtra las proyecciones antes de la retroproyección. Esto corrige el desenfoque y produce imágenes más nítidas. Filtros Estándar: Diseñados para un equilibrio general. Filtros de Suavizado (Smoothing): Reducen el ruido, pero pueden disminuir la resolución espacial.Filtros Realzadores de Bordes (Edge Enhancing): Mejoran la visibilidad de los bordes y detalles finos, pero pueden aumentar el ruido. Sinograma: Es una representación gráfica de los datos brutos de TC. Muestra los rayos a lo largo del eje horizontal y los ángulos de adquisición a lo largo del eje vertical. La retroproyección de un sinograma filtrado (horizontalmente) da como resultado una imagen reconstruida precisa.
¨MN¨ Formación de Imágenes en la Gammacámara se basa en la detección de la radiación gamma emitida por un radioisótopo administrado al paciente. El objetivo principal es visualizar la distribución de este radioisótopo en el cuerpo para evaluar la función fisiológica de los órganos, más que su anatomía. Las imágenes resultantes típicamente tienen baja resolución espacial y un alto nivel de ruido. Componentes y Proceso Básico Órgano con radioisótopo fijado: El radioisótopo emite fotones gamma de forma isotrópica (en todas direcciones). Colimadores: Son láminas de material absorbente (plomo) con orificios que permiten el paso de los fotones gamma solo si inciden perpendicularmente sobre el detector. Esto direcciona la radiación y mejora la resolución espacial al reducir la superposición de señales. Detector: Generalmente un centelleador (ej. NaI(Tl)) que emite luz cuando un fotón gamma interactúa con él. Tubo Fotomultiplicador (TFM): Convierte la luz del centelleador en una señal eléctrica. Una gammacámara tiene un número limitado de TFMs (ej. 128). Señal eléctrica y Electrónica: La luz generada en el centelleador excita varios TFMs cercanos al punto de interacción. La electrónica procesa estas señales para determinar la posición y energía del evento gamma. Determinación de la Posición del Evento Dado que una sola TFM no puede determinar la posición precisa de un evento, la gammacámara combina la información de múltiples TFMs. Pulsos en varios TFMs: La luz producida por la interacción de un fotón gamma induce pulsos eléctricos en varios TFMs adyacentes. Circuito de posicionamiento: Este circuito estima la posición del evento ponderando la contribución de cada TFM según su posición. El algoritmo de posicionamiento mejora la resolución al combinar señales de TFMs adyacentes, permitiendo la creación de matrices de imagen más grandes. Conversión Analógico-Digital (ADC): Los pulsos eléctricos analógicos se convierten en señales digitales. Algoritmo de posicionamiento: Procesa las señales digitales para calcular la posición del evento. Matriz de despliegue: La posición calculada del evento se asocia a un píxel específico en una matriz digital. Despliegue de la Imagen Los eventos detectados se almacenan en una matriz de píxeles según su posición.Tamaño de la matriz: Los tamaños comunes de matriz en medicina nuclear incluyen , , , , y matrices rectangulares como .Profundidad del píxel: Cada píxel puede almacenar un número de cuentas (eventos). Típicamente, se utilizan 16 Bytes por píxel, lo que permite almacenar hasta cuentas por píxel.Relación entre tamaño de matriz, FOV y resolución: Aumentar el tamaño de la matriz manteniendo el mismo FOV resulta en píxeles más pequeños y, por lo tanto, una mejora en la resolución espacial.
Procesamiento de Imágenes El procesamiento de imágenes en medicina nuclear tiene como objetivo mejorar la calidad de la imagen, ya sea de forma cualitativa o cuantitativa. Procesamiento Cualitativo Se enfoca en la mejora visual de la imagen. Filtro de convolución: Consiste en una pequeña matriz (kernel) que opera matemáticamente sobre cada píxel de la imagen original.Operación de convolución:Se superpone el centro del kernel sobre el píxel que se desea modificar. Se multiplican de forma ordenada los valores del kernel por los píxeles correspondientes de la imagen. Se suman los resultados de estas multiplicaciones. El valor obtenido es el nuevo valor del píxel modificado.Este proceso se repite para todos los píxeles de la imagen. Ejemplo de operación de convolución: Si tenemos una imagen con datos originales: Tipos de filtros:Filtros de suavizado (Low-pass): Son los más utilizados en medicina nuclear. Su finalidad es disminuir el ruido de la imagen al reducir las fluctuaciones estadísticas. Sin embargo, a menudo reducen la resolución espacial y la definición de los bordes.Filtro de promedio: Un kernel donde todos los elementos son iguales (ej. 
). El píxel central adopta el promedio de sí mismo y sus vecinos. Produce una imagen borrosa.Filtro de promedio ponderado: Los píxeles centrales tienen mayor peso en el promedio. Esto permite un suavizado menor, preservando mejor la resolución espacial.Aplicación de Filtros en el Dominio de las Frecuencias El procesamiento de imágenes también puede realizarse en el dominio de las frecuencias, lo cual puede ser computacionalmente más eficiente para imágenes grandes. Transformada de Fourier: Permite pasar una imagen del dominio espacial al dominio de las frecuencias. En este dominio, la imagen se representa como una suma de ondas de diferentes frecuencias. Espectro de frecuencia: Muestra la amplitud de cada componente de frecuencia presente en la imagen. Bajas frecuencias: Codifican el contraste general y las áreas de baja variación de intensidad. Altas frecuencias: Codifican los detalles finos, los bordes nítidos y el ruido de alta frecuencia. Relación señal/ruido (SNR) en medicina nuclear: Las imágenes de medicina nuclear suelen tener una SNR baja en las altas frecuencias, lo que contribuye a la pobre resolución espacial. Los detalles finos y los bordes nítidos están predominantemente construidos por componentes de alta frecuencia.Filtros en el dominio de frecuencia: Consisten en atenuar o realzar selectivamente ciertas frecuencias. Filtro low-pass (paso bajo): Atenúa o elimina las frecuencias altas. Esto reduce el ruido, pero también disminuye la resolución espacial y la definición de los bordes. Es útil cuando la imagen tiene un bajo número de cuentas y mucho ruido.
Filtro high-pass (paso alto): Atenúa o elimina las frecuencias bajas. Se utiliza para realzar bordes y detalles, pero puede aumentar el ruido visible. Proceso: Obtener la imagen en el dominio espacial. Aplicar la Multiplicar el espectro de frecuencias por la función del filtro deseado. Aplicar la Transformada de Fourier Inversa para regresar al dominio espacial con la imagen filtrada. Reconstrucción en SPECT SPECT (Single Photon Emission Computed Tomography) es una técnica de imagenología que utiliza una gammacámara para adquirir proyecciones de la distribución de un radioisótopo desde múltiples ángulos alrededor del paciente. Estas proyecciones se utilizan para reconstruir imágenes tomográficas (cortes) del cuerpo. Adquisición de Proyecciones La gammacámara gira alrededor del paciente, adquiriendo imágenes planares (proyecciones) en diferentes ángulos (ej. Cada pocos grados hasta completar 360°). Cada proyección planar representa la suma de la actividad radiactiva a lo largo de una línea de visión. Métodos de Reconstrucción Retroproyección Filtrada (Filtered Backprojection - FBP): Es el método de reconstrucción más común. Retroproyección simple: Cada perfil de proyección se "esparce" (retroproyecta) a través de la matriz de reconstrucción. Esto introduce un artefacto conocido como "artefacto estrella" (debido a la naturaleza de la retroproyección) y produce imágenes borrosas con alta cantidad de ruido. Filtración de perfiles: Para mitigar los artefactos de la retroproyección simple, los perfiles de proyección se filtran antes de ser retroproyectados. Filtración en el dominio espacial: Se aplican kernels de filtrado a los perfiles. Los filtros de realce de bordes (ej. Kernel con valores positivos y negativos) ayudan a cancelar la suma que produce el artefacto de estrella y a definir mejor los bordes. Filtración en el dominio de las frecuencias: Se aplica un filtro combinado a las proyecciones en el dominio de la frecuencia. Filtro Low-pass: Atenúa las frecuencias altas para reducir el ruido. Filtro High-pass (Ramp filter): Combate el artefacto de estrella, pero puede degradar la SNR en las altas frecuencias. La combinación de ambos filtros busca optimizar la calidad de la imagen. Resultado: La retroproyección de perfiles filtrados produce imágenes tomográficas con mejor definición de bordes y menor borrosidad que la retroproyección simple. Reconstrucción Iterativa: Principio: Estos métodos modelan el proceso de formación de la imagen de manera más realista, incluyendo efectos como la atenuación de la radiación, la dispersión (scatter) y el ruido estadístico. Proceso: El algoritmo comienza con una estimación inicial de la imagen tomográfica. Luego, se "re-proyecta" esta imagen para generar proyecciones simuladas. Estas proyecciones simuladas se comparan con las proyecciones originales, y la diferencia se utiliza para actualizar la imagen tomográfica en un proceso iterativo. Ventajas: Produce imágenes de mayor calidad, especialmente en presencia de efectos físicos significativos. Permite la corrección de artefactos de manera más efectiva Corrección de Artefactos en SPECT Los artefactos pueden degradar la calidad de las imágenes SPECT. Algunas correcciones comunes incluyen:Corrección por Atenuación: La atenuación de los fotones gamma al atravesar el tejido del paciente reduce la señal detectada, especialmente en órganos profundos.Métodos sencillos: Asumen que el tejido tiene una atenuación uniforme y utilizan el contorno del órgano (delimitado externamente) para estimar los factores de corrección. Es útil para imágenes cerebrales.Métodos más eficientes: Utilizan mediciones de transmisión (ej. Con SPECT CT o PET CT) para crear un mapa de coeficientes de atenuación () del tejido. Este mapa se utiliza para calcular factores de corrección para cada píxel Los factores de corrección se basan en la atenuación acumulada a lo largo de cada línea de visión.
¿Qué son los Gradientes? Los gradientes son variaciones lineales del campo magnético que se aplican en la dirección de un eje específico. Permiten caracterizar la ubicación de la señal dentro del paciente. Bobinas de GradienteSe utilizan 3 pares de bobinas para generar gradientes en los 3 ejes (X, Y, Z).Estos gradientes permiten la obtención de cortes coronales, sagitales y transversales.Cualquier orientación de corte se puede lograr ajustando la corriente en estas bobinas.¿Cómo se Producen?La variación del campo magnético generada por las bobinas de gradiente produce voltajes.Estos voltajes inducen vibraciones audibles en el escáner de RM (el famoso "ruido" de la máquina).Parámetros de los Gradientes: GMAX La máxima intensidad del gradiente aplicable (medida en mT/m). Gradientes más altos mejoran la resolución espacial.Slew Rate: La velocidad a la que se puede aplicar el gradiente (medida en mT/m/s). Un mayor slew rate acorta el tiempo de adquisición. Rise Time: El tiempo que tarda el gradiente en alcanzar su valor máximo. Un menor tiempo de subida contribuye a un mayor slew rate. ¿Para Qué Sirven? Los gradientes hacen que la frecuencia de Larmor de los núcleos dependa de su posición. La frecuencia de Larmor (W) de los núcleos está dada por la ecuación:Donde: Wes la frecuencia de precesión de los núcleos.Yes la constante giromagnética.B es la intensidad del campo magnético.Cuando se aplica un gradiente (Gz) en la dirección Z, el campo magnético efectivo en una posición se convierte en: 
Por lo tanto, la frecuencia de Larmor se vuelve dependiente de la posición: 
Esto significa que los espines en diferentes posiciones precesan a diferentes frecuencias. Acumulación de Fase Los espines acumulan fase (
) a lo largo del tiempo (t) según la integral de la frecuencia de precesión: Lo crucial no es solo la magnitud del gradiente, sino el ). Pulsos de GradientePulso de Gradiente Unipolar: Un pulso en una sola dirección (ej. Negativo).Pulso de Gradiente Bipolar: Consiste en dos lóbulos de polaridad opuesta (ej. Primer lóbulo negativo , segundo lóbulo positivo ).Si los lóbulos están balanceados (), la fase total acumulada por un espín estacionario se cancela al final del pulso bipolar. Esto es fundamental para el reenfase. Obtención de Imágenes Selección de Corte (Slice Selection)Gradiente de Selección de Corte (): Se aplica en la dirección perpendicular al corte deseado (generalmente Z para cortes axiales).
Excitación Selectiva: El gradiente se activa simultáneamente con un pulso de Radiofrecuencia (RF). Si el campo magnético (B0) fuera perfectamente homogéneo, todos los núcleos resonarían. El gradiente hace que la frecuencia de resonancia dependa de la posición en Z. El pulso de RF tiene un ancho de banda (TRIANGULOW) que excita solo a los núcleos cuya frecuencia de Larmor cae dentro de ese rango. Relación Frecuencia-Posición: La frecuencia de Larmor es linealmente dependiente de la posición Z: .Ancho del Slice: El grosor del corte () está determinado por el ancho de banda del pulso de RF () y la intensidad del gradiente de selección de corte (): Un RF con mayor ancho de banda produce un corte más grueso. Un gradiente más fuerte () produce un corte más delgado. Cortes No Axiales: Para obtener cortes sagitales, coronales u oblicuos, se aplica una combinación lineal de los gradientes () que definen un plano oblicuo en el espacio. El ancho de banda del RF excita únicamente ese corte inclinado. Decaimiento de Inducción Libre (FID) Después de aplicar un pulso de RF, la magnetización neta () se inclina respecto a y comienza a precesar en el plano transversal. Durante el pulso de RF, la recepción de señal está deshabilitada para evitar el enmascaramiento de la señal recibida por la transmisión de RF. Al finalizar el pulso de RF, la magnetización transversal induce una corriente en la bobina receptora, generando la señal detectada. Esta señal decae con el tiempo debido a la pérdida de coherencia de fase, dando lugar al FID. La envolvente del FID está gobernada principalmente por el tiempo de relajación . Los gradientes manipulan la fase de los espines durante el proceso de relajación. Codificación de Fase (Phase Encoding) Gradiente de Codificación de Fase (): Se aplica para diferenciar señales provenientes de diferentes "filas" (en la dirección Y) dentro del corte. Proceso: Se aplica un pulso de RF para excitar los espines. Se aplica un gradiente por un tiempo determinado (). Los espines en diferentes posiciones Y experimentan diferentes campos magnéticos y, por lo tanto, acumulan diferentes fases. Los núcleos con un campo magnético mayor precesan más rápido y se adelantan en fase. Se desactiva el gradiente . El desfase introducido entre las filas permanece. Resultado: Se genera una codificación de la posición en Y a través del desfase acumulado. Repetición: Para obtener toda la información de fase de una fila, es necesario repetir la adquisición del mismo corte múltiples veces, aplicando un gradiente de codificación de fase () diferente en cada repetición. Codificación de Lectura (Readout) Gradiente de Lectura (): Se aplica para diferenciar señales provenientes de diferentes "columnas" (en la dirección X) dentro del corte. Proceso: Se aplica durante la adquisición de la señal (Crea una variación de frecuencia a lo largo de la dirección X. Gradiente de Reenfase: Para que la señal adquirida represente la posición en X y no se vea alterada por el gradiente de codificación de fase ya aplicado, se utiliza un gradiente bipolar de lectura. El primer lóbulo () introduce un desfase. El segundo lóbulo () invierte el efecto del primer lóbulo, haciendo que los espines se re-faseen en un punto específico en el tiempo, formando un eco. Todo este proceso ocurre mientras el sistema está en relajación (decayendo por T2).
Eco Un eco es un pico de señal que se forma cuando los espines desfasados se re-fasean temporalmente debido a la acción de un gradiente de reenfase (generalmente el segundo lóbulo de un gradiente bipolar). La señal aumenta hasta un máximo (el eco) y luego vuelve a disminuir a medida que el gradiente continúa introduciendo desfase, todo bajo la envolvente de decaimiento de T2. El tiempo entre la pulsación de 90° (o 180°) y el pico del eco se conoce como Tiempo de Eco (TE). k-Space y Formación de la Imagen k-Space: Es una representación de los datos de la señal de RM en el dominio de la frecuencia. Cada punto en k-space contiene información sobre la frecuencia espacial de la imagen. La dirección X (lectura) generalmente llena k-space a lo largo de una línea horizontal. La dirección Y (codificación de fase) llena k-space línea por línea, a medida que se aplican diferentes gradientes . Adquisición de k-Space: Se requiere repetir la codificación de fase tantas veces como elementos de fila tenga la matriz de imagen deseada. En cada paso de codificación de fase, toma un valor diferente. se aplica antes de la adquisición del eco y tiene el mismo valor en cada repetición para llenar una línea de k-space en la dirección kx. Para una matriz de , se necesitarán pasos de codificación de fase, con variando típicamente desde hasta . Reconstrucción de la Imagen: Una vez que k-space está completo, se aplica una Transformada de Fourier bidimensional para convertir los datos del dominio de la frecuencia (k-space) al dominio espacial, generando la imagen final. Los vóxeles del tejido se convierten en píxeles de la imagen. Ejemplo de Secuencia Clásica (Spin Echo - SE 2D) Una secuencia SE 2D típica involucra los siguientes pulsos y gradientes: Pulso de 90° RF: Inclina la magnetización hacia el plano transversal.Gradiente de Selección de Corte (): Se aplica durante el pulso de 90° para seleccionar el plano de corte.Gradiente de Codificación de Fase (): Se aplica para codificar la posición en Y.Gradiente de Lectura (): Se aplica gradualmente para leer la señal. Pulso de 180° RF: Se aplica a la mitad del tiempo de eco (TE/2) para reenfasear los espines y generar un eco. Gradiente de Reenfase (): El segundo lóbulo del gradiente de lectura actúa como gradiente de reenfase.Eco: Se adquiere la señal máxima (eco) en el tiempo TE. La secuencia se repite con un tiempo de repetición (TR) que determina la cantidad de magnetización longitudinal que se ha recuperado. Sonido de la RM Los gradientes se encienden y apagan rápidamente para alterar el campo magnético. Esta rápida alteración induce vibraciones en las estructuras del escáner, que se transmiten al paciente como un sonido fuerte y ruidoso.