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IMAGEN RADIOLÓGICA Y
VISUALIZACIÓN DE VENTANAS EN
TC Y RM
Lic. ADRIÁN ROSSETTI
Producción de bioimágenes
M.N.: 499
INTRODUCCIÓN
Atenuación radiológica
Toda la materia es capaz de absorber y dispersar rayos X, lo que se llama atenuación. Dado
que los fenómenos de absorción y dispersión se dan a nivel subatómico por la interacción de los
fotones del haz de radiación con los electrones y núcleos de los átomos de la materia, cuanto más
grandes sean los átomos de un objeto, mayor va a ser su capacidad de absorción. Esto se relaciona
con el número atómico Z de los elementos químicos que componen la materia, por lo que para cada
sustancia va a haber un Z promedio, llamado número atómico efectivo, que le dará una densidad
específica. Por ejemplo, el número atómico efectivo del aire es de aproximadamente 7,6, mientras
que el del plomo es de 82. Por eso el plomo atenúa mucho más la radiación que el aire.
Otro factor a tener en cuenta es el espesor del objeto irradiado. Cuanto más espesor tenga,
más masa habrá en dicho espesor (por lo tanto más núcleos atómicos y electrones) y mayor
capacidad de atenuación tendrá.
Esto se resume en la ley general de atenuación que indica que la atenuación de un haz de
radiación será directamente proporcional al Z efectivo y el grosor del atenuante.
Matemáticamente se expresa como
x
X
eII
.
0
donde I
x
es la intensidad de radiación
atenuada luego de atravesar el objeto, I
0
es la intensidad de radiación antes de la atenuación, e es la
base de los logaritmos naturales μ es el coeficiente de atenuación del objeto para ese tipo de
radiación y x es el grosor del objeto.
Aplicado a la radiología diagnóstica, descubrimos que cada estructura anatómica va a tener
su propio coeficiente de atenuación de los rayos X dependiendo de su Z efectivo y su grosor, lo que
se va a representar como una densidad radiológica en la imagen, es decir, un tono de gris.
Para que una estructura sea visible debe existir contraste. El contraste se define como la
diferencia entre las densidades de dos estructuras adyacentes. Si dos estructuras adyacentes tienen la
misma densidad, va a ser imposible determinar dónde termina una y comienza la otra por lo que se
volverán indiferenciables y se verán como una sola. Si, en cambio, tienen densidades diferentes,
habrá contraste entre ellas y podrán delimitarse.
Las cinco densidades radiológicas básicas
En radiología convencional vamos a encontrar cinco
densidades básicas y un amplio abanico de densidades alrededor de
éstas.
Los objetos más densos químicamente son los que mayor
densidad radiológica producirán y son los llamados cuerpos
radioopacos (pues son opacos a los rayos X) y son los que se van a
ver más claros en las radiografías (más oscuros en las radioscopías).
Los objetos o sustancias menos densas, de menor densidad
radiológica, se designan como radiolúcidos (son translúcidos a los
rayos X) y crean los tonos oscuros en las radiografías (claros en las
radioscopías).
En la figura 1 vemos un vaso de vidrio con agua, aceite (que
flota por sobre el agua) un trozo de hueso animal y una tuerca.
De menor a mayor, las cinco densidades básicas representadas son la densidad aérea, que
corresponde a la de todos los gases y en la figura es la del aire que está por fuera del vaso y dentro
de éste sobre el aceite. La densidad grasa representada por el aceite. La densidad de partes
blandas, representada por el agua que es el constituyente mayoritario de las partes blandas del
cuerpo humano (órganos, músculos, etc.), la densidad ósea, de los huesos o cálcica (por ser el
calcio el elemento que forma los huesos) y finalmente la densidad metálica representada por la
tuerca.
En los bordes del vaso se nota el efecto del espesor en la absorción de rayos X.
TOMOGRAFÍA COMPUTADA
Unidades Hounsfield
Un tomógrafo computado (Figura 2) consta, sucintamente, de un tubo emisor de rayos X
(figura 2.a) y un conjunto de detectores de radiación (figura 2.b)
que giran juntos y enfrentados alrededor del paciente. El haz del
tubo de rayos, o haz incidente, incide sobre el paciente y es
atenuado por las distintas estructuras anatómicas. El haz atenuado
que sale del otro lado del paciente, o haz remanente, llega a los
detectores.
En los detectores, independientemente del tipo de que se
trate, se produce un proceso por el cual se transforma la cantidad de
radiación detectada por cada uno de ellos en una corriente eléctrica
cuya intensidad es proporcional a la intensidad de radiación
detectada.
De este modo, aquellos detectores que no hayan recibido
radiación por quedar fuera del campo de irradiación, o bien porque
la zona en la que se encuentran corresponde a una región del paciente que absorbió totalmente la
radiación, no emitirán corriente y el valor de intensidad eléctrica será cero.
En las regiones donde el haz de rayos X no haya sido atenuado más que por el aire que
inevitablemente habrá en la sala, los detectores recibirán la mayor cantidad de radiación posible y la
corriente eléctrica generada será máxima.
Entre estos extremos habrá varios valores de intensidad de radiación producidos por las
atenuaciones diferenciales de los distintos órganos y estructuras que se corresponderán con igual
cantidad de valores de intensidad de corriente eléctrica generada en los detectores.
Estos pulsos de corriente eléctrica se transforman, en un conversor análogo-digital, en unos
números que pueden ser ingresados a la computadora y que se establecen en una escala que se llama
escala de unidades Hounsfield (UH). La intensidad de corriente eléctrica equivalente a cero se
corresponde con el valor –1000 y la máxima con +3000 aproximadamente. El valor medio
corresponde al cero ya que originalmente la escala llegaba hasta el +1000.
Con estos números, la computadora reconstruye la imagen axial formando una matriz en la
que cada pixel está compuesto por un número de TC en UH. Para poder representarla gráficamente
se le asigna a cada unidad Housfield un tono de gris, lo que termina formando la imagen
tomográfica final.
En esta escala de grises al –1000 le corresponde el negro, al +3000 el blanco y al cero el gris
medio(50% de negro y 50% de blanco).
De esta manera, las estructuras anatómicas van a tener un tono de gris correspondiente a su
densidad radiológica medida en unidades Hounsfield
EL valor del número de TC, en unidades Housnfield, que le corresponde a un tejido
determinado será
1000.
agua
aguatejido
UH
Los valores de densidad radiológica típicos del cuerpo humano, medidos en UH se muestran
el las figuras 3 y 4
Ancho y nivel de ventana
La gama de valores anteriores supone dos mil tonos de grises
1
(entre –1000 y + 1000 UH).
Sin embargo, como el ojo humano no es capaz de distinguir más de 30 tonalidades, representar en
una imagen toda la gama de valores conlleva no poder visualizar una gran cantidad de información.
Por lo tanto, sólo se representa mediante escala de grises un sector parcial de los valores de TC
previamente seleccionado por el operador (selección de ventana). La utilización de ventanas permite
en definitiva extraer la información que posee la computadora mostrando sólo una parte de la
misma, aquella que interesa en cada región anatómica. Con la amplitud de ventana que muestra la
figura 5.a, cada pixel del corte examinado almacena un valor que oscila entre –1000 y +1000 UH.
En este caso, toda la información quedaría incluida en una imagen con 2000 tonos de grises
que no permitiría diferenciar densidades, por ejemplo, entre –100 y +100 UH. La única forma de
poder discriminar en la imagen tejidos que se diferencian en muy pocas UH es visualizar sólo un
pequeño intervalo de la escala de valores de TC. Así, si se reduce el ancho de la ventana (window
width, WW) a 200 UH, manteniéndola centrada en cero (window level WL) como en la figura 5.b,
los pixeles con densidades superiores a +100 se verán todos blancos y los de densidades inferiores a
–100 se verán todos negros, mientras que el –50 aparecería como gris oscuro y el +50 como gris
claro.
1
Las imágenes que proporcionan los tomógrafos modernos que poseen 12 bits por pixel están formadas por
4094 valores diferentes en la escala de grises (-1000 a +3095 UH). Aire –1000; pulmón –500 a –900; grasa –60 a –100;
tejidos blandos +10 a +90; hueso y materiales pesados +200 a +3000.
En la figura 5.c se ha desplazado hacia arriba el nivel o centro de la ventana (WL +300) y se
ha aumentado la amplitud o ancho de la misma (WW +1500) con objeto de representar los huesos.
Ahora, la imagen mostraría todos los tejidos blandos en gris oscuro pero permitiría ver claramente el
detalle óseo.
En general, para distinguir claramente las estructuras pulmonares, el centro de la ventana se
sitúa aproximadamente en –200UH con una anchura menor de 2000 UH (WL –200, WW +2000).
Esta visualización se llama ventana pulmonar (figura 6.a). Para examinar el mediastino y las partes
blandas del tórax, la ventana se centra en +50 con un ancho de 350UH (WL +50, WW+350). Esta
visualización se llama de partes blandas o ventana de mediastino (figura 6.b). La densidad de los
grandes vasos está aumentada por la presencia de sustancia de contraste.
La ventana de abdomen es una ventana de partes blandas similar a la de mediastino con
centro en 36 y ancho de 300 (figura 7).
La ventana cerebral tiene un ancho estrecho de entre 70 y 100 UH y centro en torno a las
40UH (WL +40, WW +70-100), lo que permite diferenciar claramente les estructuras cerebrales
gracias al alto contraste que proporciona (fogura 8.a). Finalmente, la ventana ósea tiene un centro
más alto, alrededor de las 300 UH y un ancho de aproximadamente 1500 UH (figura 8.b)
RESONANCIA MAGNÉTICA
TE y TR
Si bien a primera vista las imágenes de resonancia se ven similares a las de tomografía, no
tienen nada que ver.
Como primera diferencia podemos consignar que en resonancia no se representan las
densidades radiológicas ya que éstas dependen de la absorción diferencial de los rayos X por parte
de las estructuras anatómicas y en resonancia no se utilizan rayos X. La escala de grises de la
imagen de resonancia representa la intensidad de señal que recibe el equipo proveniente de la
anatomía del paciente.
Otra diferencia importante es que no existe un único tipo de contraste sino que las imágenes
pueden ser ponderadas en distintos tipos de contraste por lo que una misma estructura puede verse
en diferente tono de gris según sea la ponderación de la secuencia aplicada.
Esta señal de la que hablamos va a provenir de los núcleos de hidrógeno del cuerpo del
paciente. Mediante el uso de un campo magnético intenso, ondas de radiofrecuencia y gradientes de
campo, podemos lograr que los núcleos de hidrógeno entren en resonancia y absorban energía.
Luego podemos dejar que liberen la energía que habían absorbido y captar esta relajación con una
antena, lo que nos dará la información para formar la imagen final.
Las secuencias de resonancia se arman en base a una serie de tiempos. Partiendo desde el
inicio de la secuencia se programa un tiempo de excitación, que es preparatorio y donde los núcleos
de hidrógeno van a absorber energía. Luego, durante la relajación, se va a programar un tiempo de
eco (TE), que es el tiempo transcurrido desde el inicio de la secuencia hasta que se enciende la
antena para recibir la señal proveniente de la relajación de los núcleos de hidrógeno. Finalmente hay
un tiempo de repetición (TR), que es el que dura la secuencia y luego del cuál la secuencia puede
repetirse para aumentar la cantidad de información que va a formar la imagen.
T1 y T2
Sin entrar en detalles técnicos podemos decir que existen dos aspectos en el fenómeno de la
relajación, la relajación longitudinal (T1) y la relajación transversal (T2).
T1 es el tiempo que tardan los protones de los núcleos de hidrógeno en relajarse al 63% de
su estado de equilibrio original. El T1 varía con la estructura molecular, es más largo en los líquidos
que en los sólidos y es más corto en los tejidos grasos. Su valor varía en los tejidos biológicos desde
500 a 1000 milisegundos (ms)
Esto quiere decir que, en las secuencias que ponderan el contraste en T1, las estructuras que
mayor señal van a dar y que se van a ver hiperintensas (blancas) en la imagen son aquellas cuya
estructura molecular es más compleja, como la grasa. Las estructuras o sustancias de conformación
molecular simple, como los líquidos acuosos, van a dar poca señal y se van a ver hipointensas
(negras) en la imagen.
Esto siempre y cuando en la estructura exista hidrógeno que envíe señal. Una particularidad
de la resonancia es que es muy poco útil para estudiar el hueso compacto ya que su contenido de
hidrógeno es prácticamente nulo, estando formado principalmente por calcio. En todas la secuencia
el hueso compacto se va a ver hipointenso porque no da señal.
Para dar algunos ejemplos, podemos decir que en las imágenes en T1 se van a ver en blanco
la sustancia blanca del cerebro
2
, la grasa, los quistes sebáceos. En negro se podrán ver el liquido
cefaloraquídeo (LCR), por su alto contenido en agua, el agua, el hueso. La sustancia gris y el
músculo se ven grises.
La figura 9 muestra un corte de cerebro ponderado en T1
T2 es el tiempo que tardan los núcleos de hidrógeno excitados en relajarse al 37% de su
estado de equilibrio original. Los valores de T2 varían en los distintos tejidos biológicos de forma
similar a los del T1, aunque son mucho más cortos (50-100 ms). El T2 varía con la estructura
molecular, así como con el estado sólido o líquido de la materia. El T2 es más largo en los líquidos
que en los sólidos o en tejidos formados por grandes moléculas.
Es decir, que a diferencia del T1, la mayor señal va a venir del agua y la menor señal va a
venir de las moléculas complejas como la grasa, formando una imagen casi inversa a la del T1. En
las secuencias ponderadas en T2 las estructuras hiperintensas serán el LCR, el agua, los quistes.
Hipointansas se verán la sustancia gris con respecto a la sustancia blanca, la grasa, el hueso.
La figura 10 muestra un corte de cerebro en una secuencia ponderada en T2.
DP es otro tipo de contraste que conocemos como densidad protónica o spin dencity (SD).
Este tipo de contraste se caracteriza por tener un TE corto y un TR largo, mostrando una imagen que
representa la distribución de hidrógeno.
Esto quiere decir que la mayor intensidad de señal vendrá de aquellas estructuras que mayor
cantidad de hidrógeno tengan, como el agua y la grasa, sustancias que se verán hiperintensas. Las
2
La sustancia blanca está formada por los axones de las neuronas recubiertos por mielina, una sustancia
relativamente grasa que da señal en estas secuencias.
imágenes hipointensas corresponderán a estructuras pobres en hidrógeno que enviarán poca o nula
señal como los ligamentos, el hueso cortical y el aire.
La figura 11 muestra un corte de cerebro en una secuencia ponderada en densidad protónica.
El siguiente cuadro muestra la relación entre los tiempos de repetición y eco y el tipo de
contraste.
TE corto
TE largo
Imagen potencia en T1
Contrate mixto
Imagen potenciada en DP
Imagen potenciada en T2
La figura 12 ilustra los tres tipos de contraste en un corte de cerebro realizado a la misma
altura.
D T2T1
TETR TETR TETR
Este cuadro muestra la densidad de las estructuras anatómicas y sustancias según el contraste
utilizado.
T2* es un tipo de contraste relacionado con el T2. La relajación transversal, o T2, es muy
influenciada por las heterogeneidades del campo magnético externo y las variaciones locales
magnéticas que actúan de forma fija sobre los núcleos. Si no se compensan estas variaciones, en vez
de un contraste en T2 obtendremos un contraste similar, pero no igual, llamado T2*.
Este contraste suele obtenerse en secuencias GRE
3
, muy útiles en los estudios de cerebro
para evidenciar hemorragias, que se ven hipointensas. Las secuencias GRE también ponderan los
otros contrastes pero con leves diferencias en los tonos de gris que se ven, por lo que se llaman
ponderadas en GRE-T1 o GRE DP
La figura 13 muestra un corte de cerebro, con hemorragias varias, en una secuencia GRE
ponderada en T2*.
3
La señal que forma la imagen es como un eco y hay dos formas de obtenerla, como un eco de radiofrecuencia
o como un eco de gradiente. Las secuencias que vimos hasta ahora eran secuencias eco de radiofrecuencia llamadas spin
echo (SE, eco de spin). Otras secuencias eco de radiofrecuencia son las inversión-recuperación (IR inversion-recovery).
Las secuencias eco de gradiente, según la marca del equipo, se llaman GRE (Gradient Re-Called Echo), GE (Gradient
Echo) o FE (Filed Echo).
BLANCO
NEGRO
HUESO MEDULAR
AGUA LIBRE
GRASA
MÚSCULO
LIGAMENTOS
HUESO CORTICAL
AIRE
D
T1
T2
BLANCO
SUBS. BLANCA
SUBS. GRIS
HUESO MEDULAR
AGUA LIBRE
GRASA
MÚSCULO
LIGAMENTOS
HUESO CORTICAL
AIRE
SUBS. BLANCA
SUBS. GRIS
HUESO MEDULAR
AGUA LIBRE
GRASA
MÚSCULO
LIGAMENTOS
HUESO CORTICAL
AIRE
SUBS. BLANCA
SUBS. GRIS
NEGRO
D
T1
T2
La imagen 14 muestra los tres tipos de contraste en secuencias GRE, T1, T2* (recordando
que las secuencias GRE no pueden mostrar el T2) y la DP.
SECUENCIA GRE/GE/FE
Además, debemos notar que las secuencias se pueden saturar persiguiendo alguna utilidad
diagnóstica. En las secuencias saturadas se anula la señal proveniente de la grasa o el agua, según
el caso, para resaltar algunas patologías específicas.
Un buen ejemplo es la secuencia FLAIR (fluid attenuated inversion recovery), una secuencia
IR ponderada en T2 en la que se satura el agua libre. Esta secuencia se utiliza mucho en los estudios
de cerebro porque permite evidenciar claramente procesos edematosos. La imagen del parénquima
cerebral es similar a la del T2 común, con la sustancia gris más clara que la sustancia blanca, pero
con la diferencia de que el LCR se ve negro en vez de blanco. Esto sucede porque la señal del agua
relativamente libre del LCR está anulada en esta secuencia. En un cerebro normal la imagen no da
demasiada información, pero en un cerebro con edema, éste se ve claramente hiperintenso como
podemos apreciar en la figura 15 donde se comparan un cerebro normal a la izquierda y otro con
edema a la derecha.
Entre las secuencias que saturan la grasa podemos destacar las secuencias fat sat y la STIR
Las secuencias fat sat son secuencias convencionales que ponderan T1 o T2 a las que se les
agrega un pulso de saturación para anular la señal proveniente de la grasa.
Las secuencia STIR (Short Time Inversion - Recovery) es una técnica de supresión grasa
que proporciona una alta sensibilidad en la detección de lesiones infiltrativas de la medula ósea.
En la imagen 16 se comparan una secuencia FSE (Fast Spin Echo) T1 sin saturar y una con
saturación grasa de la columna vertebral donde se revela una lesión intradural grasa incidental con
un lipoma intradural.
En la imagen 17 de una secuencia FSE T2 FAT SAT vemos como se oscurece la grasa de los
huesos, la subcutánea y hasta los músculos que contienen grasa infiltrada entre sus fibras. Sólo el
líquido sinovial brilla. Si hubiera alguna lesión ósea, como una infección, un traumatismo o un
tumor brillarían sobre el fondo oscurecido de la grasa.
La figura 18 muestra distintos ejemplos de imágenes STIR

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