Fundamentos físicos y equipos [25/26]_UAX_UF8

Unidad de medida de la opacidad de un vóxel. Gray (Gy). Sievert (Sv). Unidad Hounsfield (UH). Becquerelio (Bq).

Resolución que afecta a la rapidez de adquisición de datos. Espacial. Temporal. De contraste. Isotrópica.

Causa del ruido en una imagen de TC. Error del monitor. Mala calibración del láser de centrado. Desviación estándar de los valores UH. Falta de contraste intravenoso.

En un objeto de atenuación homogénea y constante, todos los detectores leen el mismo valor. Uniformidad de imagen. Homogeneidad de campo. Repetibilidad de medida. Linealidad espacial.

Artefacto que causa áreas brillantes alrededor de la imagen. Fuera de campo. Endurecimiento del haz. Volumen parcial. Anillo.

Número de tonos de gris mostrados en el monitor de TC. 1024. 4096. 256. 64.

Parámetro que al disminuirlo aumenta el contraste.. WL (Window Level). kV. WW (Window Width – amplitud de ventana). mA.

Artefacto con líneas radiales desde estructuras metálicas. Volumen parcial. Movimiento. Presencia de metales. Fuera de campo.

Artefacto cuando un vóxel presenta datos de diferentes estructuras. Volumen parcial. Anillo. Fuera de campo. Endurecimiento del haz.

Si un paciente no puede permanecer inmóvil. Se repite el estudio sin más. Sedación. Se aumenta el kV. Se reduce el FOV.

Componente que envía la matriz de intensidades al ordenador. Tubo de rayos X. Gantry. Colimador. DAS (Data Acquisition System).

Unidad cúbica de un objeto tridimensional. Píxel. Vóxel. Volumen absoluto. FOV.

Para calibrar el equipo de TC se utilizan. Dosímetros. Fantomas. Radiografías de prueba. Gafas plomadas.

Unidad elemental de un objeto bidimensional. Vóxel. Subvóxel. Píxel. Macroelemento.

La ventana (WW 1800, WL –200) pertenece a estudios de…. Hueso. Partes blandas. Parénquima pulmonar. Cerebro.

La imagen en TC es fundamentalmente diferente a la radiología convencional porque. Utiliza dosis de radiación mucho más baja que la RX. Se genera artificialmente por ordenador a partir de datos en bruto. Los detectores utilizados generan directamente la imagen. Se basa en la proyección del haz en un único plano.

El coeficiente de atenuación lineal (μ) de un material depende directamente de. La edad del tubo de rayos X y el tamaño del detector. La densidad del material y su número atómico. El grosor del corte y el tamaño de la matriz de datos. La velocidad del gantry y el tiempo de rotación.

En la ecuación UH = K (μ – μ₀) / μ₀, el valor de K es. 100 para equipos de tercera generación y 1000 para los modernos. 1000 porque es un estándar establecido internacionalmente. 500 para mantener valores dentro del rango de visualización. Variable según el órgano a estudiar y la ventana seleccionada.

Un monitor de TC soporta 256 tonos de gris porque trabaja a. 8 bits de resolución. 12 bits de profundidad. 4096 niveles de color. 16 bits por píxel.

La reconstrucción multiplanar (MPR) requiere. Múltiples barridos del paciente en diferentes posiciones. Vóxeles isotrópicos para visualizar planos axiales, coronales y sagitales. Un aumento de la dosis radiante para obtener más datos. Algoritmos especiales que solo disponibles en equipos de nueva generación.

La resolución espacial en TC se mide en. Milisegundos (ms). Unidades Hounsfield (UH). Pares de líneas por milímetro (pares líneas/mm). Porcentaje de atenuación (%).

Para mejorar la resolución espacial en TC, el mejor método es. Aumentar los kV del tubo de rayos X significativamente. Aplicar un valor pequeño de colimación al realizar el barrido. Incrementar la dosis de radiación del paciente progresivamente. Reducir la velocidad de rotación del gantry durante la adquisición.

La uniformidad espacial se valida con un fantoma. Cilíndrico relleno de agua con desviación máxima permitida de 2 UH. Especial con 5 cilindros de materiales conocidos para calibración. De plexiglás con líneas marcadas para medir resolución lineal. De tungsteno especialmente diseñado para verificar el calibrado del DAS.

El artefacto de endurecimiento del haz es especialmente frecuente al estudiar. El abdomen por la cantidad de grasa subcutánea presente. El cráneo por el efecto copa generado por la absorción de fotones de baja energía. El tórax debido a la diferencia de densidad entre aire y parénquima. Las extremidades por la presencia de hueso cortical denso en los bordes.

El ruido en un sistema TC depende entre otros factores de. El material del gantry y la antigüedad de los cristales detectores. La tensión de pico, el grosor de sección y la eficacia de los detectores. El ángulo de incidencia del haz y la velocidad de desplazamiento de la camilla. La edad del paciente y el grosor del tejido blando a analizar.

El artefacto de reconstrucción (líneas radiales finas) se produce por. Un pitch demasiado elevado que no adquiere volumen de datos suficiente. La presencia de detectores defectuosos en el anillo detector actual. El movimiento del paciente durante la adquisición del barrido. Una incorrecta calibración del colimador primario del equipo.

El artefacto de aliasing se produce cuando. Un detector pierde parte de su sensibilidad de detección tras un tiempo prolongado. Un detector experimenta un retardo tras medir fotones con atenuación variable. Parte de la estructura a estudiar queda fuera del campo del haz en abanico. El paciente realiza movimientos respiratorios no controlados durante la exploración.

La escala Hounsfield establece que el valor 0 corresponde a. El aire y sus componentes gaseosos dentro del cuerpo. La atenuación del agua como material de referencia estándar. El hueso cortical compacto de máxima densidad radiológica. Los tejidos blandos parenquimatosos típicos del abdomen.

El WL (Nivel de Ventana) debe ser lo más cercano posible al. Valor más bajo del rango de UH que queremos visualizar correctamente. Número de píxeles que componen la estructura anatómica a estudiar. UH del tejido específico que queremos analizar en la exploración. Valor máximo permitido de contraste para proteger los monitores.

Para resolver un artefacto de metal sin reposicionar el paciente, se puede. Disminuir los mA del tubo de rayos X durante la adquisición. Reducir el grosor de corte para minimizar la presencia del artefacto. Aumentar el WW para compensar las líneas radiales en la visualización. Cambiar el algoritmo de reconstrucción a uno más antiguo pero más resistente.