Diagnostico Clinico Cardiovascular Por Imagen

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Versión en español de la obra en inglés Clinical Cardiovascular Imaging: A companion to Braunwald’s Heart Disease Copyright © MMIV Elsevier Inc, an Elsevier Imprint Revisión: Dr. Luis Rodríguez Padial Jefe del Servicio de Cardiología Hospital Virgen de la Salud. Toledo © 2005 Elsevier España, S.A. Génova, 17, 3.º 28004 Madrid, España An Elsevier Imprint Fotocopiar es un delito (Art. 270 C.P.) Para que existan libros es necesario el trabajo de un importante colectivo (autores, traductores, dibujantes, correctores, impresores, editores...). El principal beneficiario de ese esfuerzo es el lector que aprovecha su contenido. Quien fotocopia un libro, en las circunstancias previstas por la ley, delinque y contribuye a la «no» existencia de nuevas ediciones. Además, a corto plazo, encarece el precio de las ya existentes. Este libro está legalmente protegido por los derechos de propiedad intelectual. Cualquier uso fuera de los límites establecidos por la legislación vigente, sin el consentimiento del editor, es ilegal. Esto se aplica en particular a la reproducción, fotocopia, traducción, grabación o cualquier otro sistema de recuperación de almacenaje de información. Traducción y producción editorial: GEA

CONSULTORÍA EDITORIAL, S.L.L.

ISBN edición original: 0-7216-9068-8 ISBN edición española: 84-8174-862-5 Depósito legal: M-23662-2005 Impreso en España por Gráficas Muriel, S.A.

Advertencia La medicina es un área en constante evolución. Aunque deben seguirse unas precauciones de seguridad estándar, a medida que aumenten nuestros conocimientos gracias a la investigación básica y clínica habrá que introducir cambios en los tratamientos y en los fármacos. En consecuencia, se recomienda a los lectores que analicen los últimos datos aportados por los fabricantes sobre cada fármaco para comprobar la dosis recomendada, la vía y duración de la administración y las contraindicaciones. Es responsabilidad ineludible del médico determinar las dosis y el tratamiento más indicado para cada paciente, en función de su experiencia y del conocimiento de cada caso concreto. Ni los editores ni los directores asumen responsabilidad alguna por los daños que pudieran generarse a personas o propiedades como consecuencia del contenido de esta obra. El editor

Este libro está dedicado a nuestras familias

Clare, Eleanor y Eugenie St. John Sutton Evelyn Magali y Claire Helene St. John Sutton Cynthia Rutherford Matt, JJ, y Maya Rutherford Anna Rutherford y Brendan Everett

P R Ó L O G O

La espectacular reducción de la morbilidad y la mortalidad cardiovasculares en las últimas tres décadas representa uno de los mayores triunfos de la medicina en el siglo XX. Esto ha sido posible por avances muy importantes en tres ámbitos fundamentales: el diagnóstico, el tratamiento y la prevención. En el primero de ellos, diagnóstico cardíaco, el avance se ha debido casi exclusivamente a los progresos tan espectaculares realizados en el diagnóstico por imagen. En concreto, durante los cinco últimos años las tecnologías para el diagnóstico cardíaco por imagen han progresado de forma exponencial, y las aportaciones de las técnicas de imagen no invasivas o mínimamente invasivas han aumentando con una rapidez asombrosa. Cada vez son mayores las expectativas de la opinión pública en relación con la profesión médica. Los pacientes, sus familiares y las compañías que sufragan la asistencia médica exigen ante todo una evaluación clínica exacta y un avance del pronóstico, y no se conforman sólo con un diagnóstico. En el caso de pacientes con cardiopatías se necesitan estudios anatómicos y funcionales, y los médicos disponen actualmente de una gran variedad de técnicas de imagen para cumplir tales cometidos. Diagnóstico clínico cardiovascular por imagen ofrece a cardiólogos, radiólogos y cirujanos cardiovasculares, así como a los estudiantes de estas especialidades, un resumen de los principios físicos del diag-

nóstico cardiovascular por imagen. Aporta, además, la información necesaria para utilizar e interpretar toda la gama actual de técnicas de imagen, y representa una guía muy útil para la aplicación de estas técnicas, complejas y algunas veces muy caras, a la resolución de una gran variedad de problemas clínicos. En una época en la que cada vez se miran más los aspectos económicos de la medicina, es muy importante elegir la técnica adecuada sin tener que pagar por una información innecesaria o superflua. En este libro se compara la utilidad de las diferentes técnicas de imagen en la cuantificación de la función ventricular y la perfusión miocárdica, así como en la evaluación del metabolismo cardíaco. Asimismo, se presta especial atención al uso de las técnicas de imagen en las decisiones diagnósticas y al análisis de la rentabilidad de estas técnicas tan importantes. Felicitamos a los editores, los Dres. St. John Sutton y Rutherford y a sus reconocidos autores, verdaderos especialistas en sus respectivos campos, por ofrecernos este excelente complemento del Braunwald Tratado de cardiología. Eugene Braunwald, Douglas P. Zipes, Peter Libby, Robert O. Bonow,

M.D. M.D. M.D. M.D.

V

P R E F A C I O

El diagnóstico por imagen constituye una parte integral de la asistencia clínica y la resolución de problemas relacionados con la mayoría de los trastornos cardiovasculares, y tanto los especialistas en medicina cardiovascular como los profesionales médicos no especializados en este campo prestan este tipo de asistencia. Los tratados convencionales de diagnóstico por imagen han prestado un interés muy especial a los aspectos técnicos, razón por la que normalmente describen primero el instrumental y los principios físicos de las diferentes técnicas de imagen y después analizan una serie de temas relacionados con cada una de esas técnicas. En Braunwald Tratado de cardiología, editado por Braunwald, Zipes, Libby y Bonow, se describen las principales técnicas de imagen en los capítulos iniciales y se analiza su aplicación en procesos específicos. Sin embargo, y debido a limitaciones de espacio, no se incluye una descripción completa de los trastornos específicos. Diagnóstico clínico cardiovascular por imagen: complemento al Tratado de cardiología de Braunwald se centra especialmente en el diagnóstico por imagen de los diferentes trastornos cardiovasculares. Este libro intenta ofrecer un enfoque específico y orientado a los problemas que facilite el uso de las técnicas de diagnóstico por imagen a cardiólogos, cirujanos cardíacos y vasculares, especialistas en técnicas de imagen y también a profesionales de otras especialidades. El texto se divide en cuatro secciones fundamentales. En la primera, se describen las diferentes modalidades de imagen y la rentabilidad de las técnicas de imagen. En la segunda sección del libro se describe el estudio de diferentes trastornos mediante las técnicas de imagen. Como es muy probable que nadie tenga un conocimiento especializado sobre cada una de las modalidades de imagen disponibles o necesarias para investigar un aspecto determinado de la patología cardiovascular, cada capítulo tiene un autor principal y varios coautores que lo complementan con su experiencia. Este formato ha planteado bastantes problemas a los editores y a los autores principales del libro a la hora de intentar ofrecer un texto legible, coherente y adecuadamente ordenado. La mayoría de los capítulos comienza con un resumen detallado para facilitar la búsqueda de información sobre los diferentes temas que contiene. Hemos intentado esmerarnos en la correcta elección de las técnicas de imagen para

conseguir un diagnóstico exacto y rápido en todos los aspectos de la patología cardiovascular, y siempre que ha sido posible, hemos procurado seguir un orden lógico en las decisiones clínicas. Aunque se ha avanzado considerablemente en las directrices prácticas para el tratamiento médico de muchos aspectos de la patología cardiovascular, no se ha avanzado tanto en la elección entre las diferentes técnicas de imagen. Consideramos que en los próximos años surgirán unas directrices generales para el uso de las técnicas de imagen, debido al aumento de los costes asistenciales y al hecho de que los recursos cada vez están más limitados. Con la absorción de W.B. Saunders Company por Elsevier, consideramos que era conveniente introducir algunos cambios en el formato del texto durante el proceso de publicación. En concreto, consideramos que, debido a la facilidad para acceder al material electrónico de consulta, no había necesidad de incluir un número ingente de referencias bibliográficas en los capítulos y, por consiguiente, los editores aceptaron el reto de reducir éstas a un número relativamente pequeño. Éste ha sido un proyecto muy extenso y totalmente nuevo y, a pesar de nuestros esfuerzos, puede que el lector encuentre algunas omisiones o desee hacer alguna sugerencia para mejorar el libro, por lo que les agradeceríamos que se pusieran en contacto con nosotros a través del correo electrónico ([email protected] o [email protected]). Esperamos que este libro sea de mucha utilidad clínica para los profesionales y estudiantes de medicina cardiovascular. Los editores desean expresar su agradecimiento por la entrega y la dedicación de los especialistas que han contribuido al mismo. Queremos dar las gracias a Anne Lenehan y a su equipo de Elsevier por su dedicación y ayuda, y a Tracy Grace, de Kolam Inc. También estamos en deuda con nuestras ayudantes, Shirley Crook, Doris Matthews y Catharine Kelly, por su ayuda con los asuntos administrativos. Por último, esperamos que Diagnóstico clínico cardiovascular por imagen: complemento al Tratado de cardiología de Braunwald represente un estímulo para una mejor asistencia de los pacientes y la investigación continuada en el campo de la patología cardiovascular. Martin G. St. John Sutton John D. Rutherford

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C O L A B O R A D O R E S

Luis I. Araujo, M.D. Associate Professor, Department of Radiology and Medicine, University of Pennsylvania; Director, Department of Nuclear Cardiology, Hospital of the University of Pennsylvania, Philadelphia, Pennsylvania Principios físicos de las técnicas de imagen cardiovascular Gerard P. Aurigemma, M.D. Professor of Medicine and Radiology, Department of Medicine, Division of Cardiovascular Medicine, University of, Massachusetts Medical School; Director, Noninvasive Cardiology, Department of Medicine, Division of Cardiovascular Medicine, University of Massachusetts Medical Center, Worcester, Massachusetts Cardiopatía isquémica crónica Thomas M. Bashore, M.D. Professor of Medicine, Division of Cardiology, Duke University Medical Center, Durham, North Carolina Cuantificación de la función ventricular Joshua A. Beckman, M.D., M.S. Instructor of Medicine, Department of Internal Medicine Harvard University School of Medicine;•Associate Attending, Cardiovascular Division, Brigham and Women’s Hospital, Boston, Massachusetts Arteriopatías periférica, aórtica, renal y carotídea Steven R. Bergmann, M.D., Ph.D. Professor of Medicine, Albert Einstein College of Medicine; Adjunct Professor of Medicine, Cardiovascular Division, College of Physicians and Surgeons of Columbia University; Chief, Division of Cardiology, Beth Israel Medical Center, New York, New York Cuantificación de la perfusión miocárdica David A. Bluemke, M.D., Ph.D. Associate Professor and Clinical Director, MRI, Department of Radiology and Radiological Sciences,•Johns Hopkins University School of Medicine;•Johns Hopkins Hospital, Department of Radiology, Baltimore, Maryland Obtención de imágenes de masas, tumores y trombos cardíacos Ignasi Carrio, M.D. Professor and Director, Department of Radiology, Autonomous University; Director, Department of Nuclear Medicine, Hospital Sant Pau, Barcelona, Spain Estudio por imagen de antígenos, receptores, hipoxia, necrosis, apoptosis, metabolismo y viabilidad del miocardio

Joaquin E. Cigarroa, M.D. Associate Professor of Medicine; Director of Cardiac Catheterization Labs, Department of Cardiology, University of Texas Southwestern Medical Center, Dallas,•Texas Cardiopatía coronaria: síndromes coronarios agudos Mark A. Creager, M.D. Professor of Medicine, Harvard Medical School; Director, Vascular Center; Simon S. Fireman Scholar in Cardiovascular Medicine, Cardiovascular Division, Brigham and Women’s Hospital, Boston, Massachusetts Arteriopatías periférica, aórtica, renal y carotídea Roger Andrew O. de Freitas, M.D. Assistant Professor, Departments of Pediatrics and Medicine, Northwestern University School of Medicine; Director of Adult Congenital Cardiac Program, Department of Cardiology, Children’s Memorial Hospital; Staff Cardiologist, Department of Cardiology, Northwestern Memorial Hospital, Chicago, Illinois Estudios de imagen en adultos con cardiopatías congénitas Vibhas S. Deshpande, Ph.D. Department of Radiology and Department of Biomedical Engineering, Northwestern University, Chicago, Illinois; Siemens Medical Solutions, Los Angeles, California Cuantificación de la perfusión miocárdica Marcelo F. Di Carli, M.D., F.A.C.C. Assistant Professor, Department of Radiology, Harvard Medical School; Chief, Director of Nuclear Cardiology, Department of Radiology, Brigham and Women’s Hospital, Boston, Massachusetts Cuantificación de la perfusión miocárdica Sharmila Dorbala, M.B.B.S. Instructor, Department of Radiology, Harvard Medical School; Associate Director, Nuclear Cardiology, Department of Radiology, Brigham and Women’s Hospital, Boston, Massachuetts Cuantificación de la perfusión miocárdica Andrew C. Eisenhauer, M.D. Assistant Professor of Medicine, Radiology and Surgery, Harvard Medical School; Director, Interventional Cardiovascular Medicine Service, Brigham and Women’s Hospital, Boston, Massachusetts Arteriopatías periférica, aórtica, renal y carotídea

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COLABORADORES

Kirsten E. Fleischmann, M.D., M.P.H. Assistant Professor in Residence, Department of Medicine, University of California, San Francisco; University of California San Francisco Medical Center, San Francisco, California Relación coste-efectividad de las técnicas de imagen en el mercado médico Albert Flotats, M.D. Associate Professor, Department of Nuclear Medicine, Autonomous University of Barcelona; Physician, Department of Nuclear Medicine, Hospital Sant Pau, Barcelona, Spain Estudio por imagen de antígenos, receptores, hipoxia, necrosis, apoptosis, metabolismo y viabilidad del miocardio

Satyendra Giri, M.D., M.P.H., M.R.C.P. (UK), F.A.C.C., F.S.C.A.I. Assistant Professor, Division of Cardiology,The University of Texas Health Science Center at Houston Medical School, Houston, Texas; Director, Department of Cardiovascular Services, Redding Medical Center, Redding, California Arteriopatías periférica, aórtica, renal y carotídea Lee R. Goldberg, M.D., M.P.H. Assistant Professor of Medicine; Medical Director HeartLung Transplant Program, Cardiovascular Medicine Division, Heart Failure and Cardiac Transplant Program, University of Pennsylvania; Attending Physician, Cardiovascular Medicine Division, Hospital of the University of Pennsylvania, Philadelphia, Pennsylvania Insuficiencia cardíaca

Bernhard L. Gerber, M.D., Ph.D. Assistant Professor of Medicine, Department of Cardiology, Université Catholique de Louvain; Department of Cardiology, Cliniques Universitaries St. Luc, Brussels, Belgium Principios físicos de las técnicas de imagen cardiovascular Obtención de imágenes de masas, tumores y trombos cardíacos

Samuel Z. Goldhaber, M.D. Associate Professor of Medicine, Harvard Medical School; Director, Venous Thromboembolism Research Group; Director, Anticoagulation Service; Staff Cardiologist, Cardiovascular Division, Department of Medicine, Brigham and Women’s Hospital, Boston, Massachusetts Embolia pulmonar, hipertensión pulmonar y corazón pulmonar

Marie D. Gerhard-Herman, M.D. Assistant Professor, Department of Medicine, Harvard Medical School; Medical Director, Vascular Diagnostic Laboratory, Department of Medicine, Cardiovascular Division, Brigham and Women’s Hospital, Boston, Massachusetts Arteriopatías periférica, aórtica, renal y carotídea

Paul A. Grayburn, M.D. Professor of Medicine, Department of Internal Medicine, Baylor University Medical Center; Clinical Professor of Medicine, Department of Internal Medicine, University of Texas Southwestern Medical Center,•Dallas,•Texas Cuantificación de la función ventricular Cuantificación de la perfusión miocárdica

Raymond J. Gibbons, M.D. Arthur M. and Gladys D. Gray Professor of Medicine, Mayo Medical School; Co-Director, Nuclear Cardiology Laboratory, Mayo Clinic, Rochester, Minnesota Medicina basada en la evidencia como guía para el diagnóstico por imagen del corazón

Gary V. Heller, M.D., Ph.D., F.A.C.C. Professor, Department of Medicine and Nuclear Medicine, University of Connecticut School of Medicine, Farmington, Connecticut; Associate Director, Department of Cardiology; Director, Nuclear Cardiology Laboratory Hartford Hospital, Director, Cardiovascular Fellowship Program, Hartford Hospital/University of Connecticut, Hartford, Connecticut Cardiopatía isquémica crónica

C. Michael Gibson, M.D., M.S. Associate Professor of Medicine, Harvard Medical School; Associate Chief of Cardiology, Department of Medicine, Beth Israel Deaconess Medical Center; Director, Thrombolysis in Myocardial Infarction Data Coordinating Center and Core Laboratory, Brigham and Women’s Hospital, Boston, Massachusetts Cuantificación de la perfusión miocárdica

Howard C. Herrmann, M.D. Professor of Medicine, Cardiovascular Division, Department of Medicine, University of Pennsylvania School of Medicine; Director, Interventional Cardiology and Cardiac Catheterization Laboratories, University of Pennsylvania Medical Center, Philadelphia, Pennsylvania Valvulopatías

COLABORADORES

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Bonnie L. Hiatt, M.D. Interventional Cardiology Fellow, Department of Cardiology, Stanford University Medical Center, Stanford, California Cardiopatía coronaria: síndromes coronarios agudos

Debiao Li, Ph.D. Associate Professor, Department of Radiology and Biomedical Engineering, Northwestern University, Evanston, Illinois Cuantificación de la perfusión miocárdica

Karen M. Horton, M.D. Associate Professor of Radiology, The Russell H. Morgan Department of Radiology and Radiological Science, Johns Hopkins Medical Institutions, Baltimore, Maryland Obtención de imágenes de masas, tumores y trombos cardíacos

João A.C. Lima, M.D., M.B.A. Associate Professor of Medicine, Radiology and Epidemiology Director, Cardiovascular Imaging in Cardiology, Department of Medicine, Johns Hopkins University, Baltimore, Maryland Principios físicos de las técnicas de imagen cardiovascular Obtención de imágenes de masas, tumores y trombos cardíacos

Martin G. Keane, M.D. Assistant Professor of Medicine, Cardiovascular Division; Associate Scholar, Department of Biostatistics and Epidemiology, University of Pennsylvania School of Medicine; Attending Physician, Cardiovascular Division, Hospital of the University of Pennsylvania, Philadelphia, Pennsylvania Insuficiencia cardíaca Jorge R. Kizer, M.D., M.Sc. Assistant Professor, Department of Medicine and Public Health, Weill Medical College of Cornell University; Assistant Attending Physician, Department of Medicine, New York-Presbyterian Hospital, New York, New York Insuficiencia cardíaca Michael J. Landzberg, M.D. Director, Boston Adult Congenital Heart (BACH) Group, Departments of Internal Medicine, Pediatrics and Surgery, Brigham and Women’s Hospital and Children’s Hospital, Harvard University, Boston, Massaschusetts Estudios de imagen en adultos con cardiopatías congénitas David P. Lee, M.D. Assistant Professor of Medicine; Associate Director, Cardiac Catheterization and Coronary Intervention Laboratories, Department of Cardiovascular Medicine, Stanford University, Stanford, California Cardiopatía coronaria: síndromes coronarios agudos Jeffrey A. Leppo, M.D. Professor of Medicine and Radiology, Department of Medicine and Radiology, University of Massachusetts Medical School; Director of Nuclear Medicine and Nuclear Cardiology, Department of Medicine and Radiology, University of Massachusetts Memorial Hospital Center, Worcester, Massachusetts Cardiopatía isquémica crónica

Evan Loh, M.D., F.A.C.C. Assistant Vice President, Department of Clinical Research and Development, Wyeth Pharmaceuticals, Collegeville, Pennsylvania Insuficiencia cardíaca Jamshid Maddahi, M.D., F.A.C.C. Professor, Department of Molecular and Medical Pharmacology (Nuclear Medicine) and Radiological Sciences, David Geffen School of Medicine at UCLA; Director of Cardiac Imaging, Nuclear Medicine, and PET, Biomedical Imaging Institute, Los Angeles, California Cardiopatía isquémica crónica Mahadevappa Mahesh, MS, Ph.D. Assistant Professor of Radiology, The Russell H. Morgan Department of Radiology and Radiological Science, Johns Hopkins University; Chief Physicist, Department of Radiology, Johns Hopkins Hospital, Baltimore, Maryland Principios físicos de las técnicas de imagen cardiovascular John J. Mahmarian, MD Professor of Medicine, Section of Cardiology, Department of Medicine, Baylor College of Medicine; Medical Director, The Methodist DeBakey Heart Center Nuclear Cardiology Laboratory, The Methodist Hospital; Medical Director, Nuclear Cardiology Laboratory, Baylor Heart Clinic, Houston, Texas Cardiopatía isquémica crónica Carina Mari, M.D. Research Fellow, Cardiovascular Nuclear Medicine, Radiology, Nuclear Medicine Division, Stanford University Medical Center, Palo Alto, California Estudio por imagen de antígenos, receptores, hipoxia, necrosis, apoptosis, metabolismo y viabilidad del miocardio

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COLABORADORES

Gerald Ross Marx, M.D. Associate Professor, Department of Pediatrics, Harvard Medical School; Senior Associate in Cardiology, Department of Cardiology, Boston Children’s Hospital, Boston, Massachusetts Estudios de imagen en adultos con cardiopatías congénitas Jagat Narula, M.D., D.M., Ph.D. Professor of Medicine;•Associate Dean; Chief, Division of Cardiology, Department of Medicine, University of California, Irvine College of Medicine, Orange, California Estudio por imagen de antígenos, receptores, hipoxia, necrosis, apoptosis, metabolismo y viabilidad del miocardio Prasad M. Panse, M.D. Resident in Radiology, Department of Radiology, University of Florida Shands, Jacksonville, Florida Cuantificación de la perfusión miocárdica Georgios I. Papaioannou, M.D. Cardiovascular Fellow, Department of Cardiology, University of Connecticut School of Medicine; Cardiovascular Fellow, Department of Cardiology, Hartford Hospital, Hartford, Connecticut Cardiopatía isquémica crónica Alan S. Pearlman, M.D., F.A.C.C., F.A.S.E., F.A.H.A. Professor of Medicine, Division of Cardiology, Department of Medicine, University of Washington School of Medicine; Director, Echocardiography, UW Medicine Regional Heart Center, University of Washington Medical Center, Seattle, Washington Cardiopatía isquémica crónica Dudley Pennell, M.D., M.R.C.P., F.A.C.C., F.E.S.C. Professor of Cardiology, National Heart and Lung Institute, Imperial College; Director, Cardiovascular Magnetic Resonance Unit, Royal Brompton Hospital, London, United Kingdom Cardiopatía isquémica crónica Ronald M. Peshock, M.D. Professor of Radiology and Internal Medicine; Associate Dean for Informatics, University of Texas Southwestern Medical Center, Dallas, Texas Cardiopatía coronaria: síndromes coronarios agudos Ted Plappert, C.V.T. Center for Quantitative Echocardiography, University of Pennsylvania Medical Center, Philadelphia, Pennsylvania Valvulopatías

Eric D. Popjes, M.D. Assistant Professor of Medicine, Department of Medicine, Pennsylvania State University Milton S. Hershey Medical School; Assistant Professor of Medicine, Department of Medicine and Cardiology, Pennsylvania State University, Milton S. Hershey Medical Center, Hershey, Pennsylvania Insuficiencia cardíaca Gilbert L. Raff, M.D., F.A.C.P., F.A.C.C. Director of Cardiac MRI Research, Department of Cardiology, William Beaumont Hospital, Royal Oak, Michigan Cuantificación de la perfusión miocárdica Sharon Coplen Reimold, M.D. Associate Professor of Medicine, Department of Internal Medicine, University of Texas Southwestern Medical Center, Dallas, Texas Cardiopatía coronaria: síndromes coronarios agudos Función de las técnicas de imagen cardíacas y evalua ción hemodinámica en la enfermedad pericárdica Boaz D. Rosen, M.D. Visiting Scholar, Department of Cardiology, Johns Hopkins Hospital; Medical Doctor, Department of Cardiology, Johns Hopkins Hospital, Baltimore, Maryland; Medical Doctor, Clinical Investigator, and Staff Cardiologist, Heart Institute, Wolfson Medical Center, Holon and Sackler School of Medicine,Tel Aviv University, Israel Principios físicos de las técnicas de imagen cardiovascular John A. Rumberger, M.D., Ph.D. Clinical Professor of Medicine, Department of Cardiovascular Diseases, The Ohio State University; Medical Director, Healthwise Wellness Diagnostic Center, Columbus, Ohio Obtención de imágenes de masas, tumores y trombos cardíacos John D. Rutherford, M.B. Ch.B., F.R.A.C.P., F.A.C.C. Vice President for Clinical Operations, Professor of Internal Medicine, Gail Griffiths Hill Chair in Cardiology, University of Texas Southwestern Medical Center, Dallas, Texas Cardiopatía coronaria: síndromes coronarios agudos J. Sanford Schwartz, MD Professor of Medicine and Health Management and Economics, The University of Pennsylvania School of Medicine and The Wharton School, The University of Pennsylvania, Philadelphia, Pennsylvania Toma de decisiones diagnósticas

COLABORADORES

Piotr Sobieszczyk, M.D. Fellow in Cardiovascular Medicine, Department of Medicine, Cardiovascular Division, Brigham and Women’s Hospital, Boston, Massachusetts Arteriopatías periférica, aórtica, renal y carotídea Martin G. St. John Sutton, M.B.B.S., F.R.C.P., F.A.C.C. John W. Bryfogle Professor of Medicine, University of Pennsylvania; Director, Cardiovascular Imaging Program, Director, Cardiovascular Fellowship Program, Hospital of the University of Pennsylvania, Philadelphia, Pennsylvania Principios físicos de las técnicas de imagen cardiovascular Valvulopatías H. William Strauss, M.D. Clinical Director, Department of Nuclear Medicine, Memorial Sloan Kettering Cancer Center, New York, New York Estudio por imagen de antígenos, receptores, hipoxia, necrosis, apoptosis, metabolismo y viabilidad del miocardio Nagara Tamaki, M.D., Ph.D. Professor and Chairman, Department of Nuclear Medicine, Hokkaido University Graduate School of Medicine; Director, Department of Nuclear Medicine, Hokkaido University Hospital Sapporo, Japan Estudio por imagen de antígenos, receptores, hipoxia, necrosis, apoptosis, metabolismo y viabilidad del miocardio

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Susan E. Wiegers, M.D., F.A.C.C. Associate Professor of Medicine, Director of Clinical Echocardiography, The Hospital of the University of Pennsylvania, Philadelphia, Pennsylvania Valvulopatías Norbert Wilke, M.D. Associate Professor of Radiology, Associate Professor of Medicine, Chief, Cardiovascular MR and CT, University of Florida, Shands,•Jacksonville, Florida Cuantificación de la perfusión miocárdica Du Wayne L. Willett, M.D., M.S. Associate Professor, Department of Internal Medicine, University of Texas Southwestern Medical Center, Dallas, Texas Cardiopatía coronaria: síndromes coronarios agudos Alan C. Yeung, M.D. Associate Professor of Medicine, Chief, Division of Cardiovascular Medicine, Stanford University Medical Center, Redwood City, California Cardiopatía coronaria: síndromes coronarios agudos

capítulo

1

Principios físicos de las técnicas de imagen cardiovascular Bernhard L. Gerber Boaz D. Rosen Mahadevappa Mahesh Luis I. Araujo Martin G. St. John Sutton João A. C. Lima

Antecedentes Principios físicos de la tomografía computarizada con haz de electrones y multidetección Principios físicos de la resonancia magnética cardiovascular Principios de cardiología nuclear Ecocardiografía: principios físicos e instrumentación

ANTECEDENTES El desarrollo de la angiografía coronaria invasiva supuso una revolución en la práctica de la medicina cardiovascular hace cuatro décadas y media. El poder de las técnicas de imagen para orientar el diagnóstico y el tratamiento de las enfermedades cardiovasculares creció aún más mediante el desarrollo, la validación y la utilización amplia de la ecocardiografía en las valvulopatías cardíacas y los métodos nucleares para evaluar la perfusión y viabilidad miocárdica. A finales de la década de 1980, las estrategias diagnósticas y de tratamiento en cardiología se habían tornado ya muy dependientes de las técnicas de imagen y este hecho aceleró su desarrollo. Los avances en las técnicas de imagen también contribuyeron significativamente al progreso alcanzado por los cardiólogos, los cirujanos cardíacos y los científicos cardiovasculares en la reducción de la morbilidad y la mortalidad debida a las enfermedades cardíacas y circulatorias. El desarrollo tecnológico acelerado que caracterizó a la década de 1990 en los campos de la informática, los materiales sintéticos y la electrónica aplicada permitió la adaptación de técnicas de imagen tomográficas potentes como la resonancia magnética (RM) car-

díaca y la tomografía computarizada (TC) al estudio del corazón y el sistema cardiovascular. La nueva información obtenida mediante estos métodos de imagen recientes ha aumentado su uso en la práctica actual de la medicina cardiovascular. Simultáneamente a la introducción de la RM y la TC como estudios de imagen cardiovascular, se han desarrollado nuevas tecnologías de ecocardiografía y cardiología nuclear que han mejorado las capacidades diagnósticas no invasivas y han tenido repercusión sobre los algoritmos de tratamiento clínico. El desarrollo de la tomografía por emisión de positrones, la ecocardiografía Doppler, la ecocardiografía transesofágica y la ecografía intravascular ha transformado el abordaje clínico de los pacientes con enfermedades cardiovasculares. Además, los estudios epidemiológicos han definido la función de la TC con haz de electrones y la ecografía carotídea en la evaluación de la carga aterosclerótica y el riesgo de manifestaciones clínicas de la enfermedad vascular. Los avances futuros en las técnicas de imagen cardiovascular incluyen la capacidad de visualizar los vasos coronarios de manera no invasiva con RM o TC, lo que repercutirá en la toma de decisiones clínicas. El progreso tecnológico de las técnicas de imagen cardiovascular durante la última década ha creado la necesidad de nuevos tipos de conocimiento y habilidades, de manera que los cardiólogos y los médicos cardiovasculares implicados en la atención de los pacientes con cardiopatías se enfrentan a decisiones relacionadas con la elección de los estudios de imagen y la necesidad de entender su interpretación. En este aspecto, un conocimiento básico de los principios físicos en los que se basan los métodos de imagen aplicados al sistema cardiovascular es importante para hacer un uso óptimo de estas tecnologías. Este capítulo pretende proporcionar una descripción breve de los 1

2

PRINCIPIOS FÍSICOS DE LAS TÉCNICAS DE IMAGEN CARDIOVASCULAR

principios físicos básicos y la instrumentación que intervienen en las técnicas de imagen cardiovascular actuales, es decir, TC, RM, gammagrafía y ecografía.

PRINCIPIOS FÍSICOS DE LA TOMOGRAFÍA COMPUTARIZADA CON HAZ DE ELECTRONES Y MULTIDETECCIÓN La introducción de técnicas de TC rápida permite la evaluación no invasiva de la aterosclerosis coronaria en las personas con riesgo de infarto de miocardio o angina de pecho. La posibilidad de obtener angiografías coronarias fiables de forma no invasiva en los pacientes con sospecha de enfermedad coronaria ha llevado recientemente a la TC al centro del escenario. El diagnóstico por imagen cardiovascular comenzó con las técnicas radioscópicas, primero del corazón y después de las arterias coronarias. Los estudios de imagen del corazón y las coronarias espolearon el desarrollo de métodos terapéuticos que revolucionaron la práctica de la medicina cardiovascular, como la cirugía de derivación coronaria, la reparación/sustitución quirúrgica valvular y, más recientemente, la angioplastia coronaria transluminal percutánea (ACTP) con el despliegue de endoprótesis vasculares. Sin embargo, la imagen con rayos X de proyección convencional está limitada por la pérdida de definición debida a la superposición de una información estructural tridimensional (3D) sobre una superficie bidimensional (2D), lo que ocurre a pesar de tener una excelente resolución espacial (cinco pares de líneas/mm) y tiempos de adquisición muy cortos (10-100 ms), suficientes para congelar el movimiento cardíaco. Esta última capacidad es crítica para obtener imágenes de órganos que se mueven con una degradación mínima por artefactos de movimiento. Las pequeñas diferencias en la atenuación de los rayos X por diferentes tejidos no son detectables fácilmente en la película de rayos X o en las formas de exposición radioscópica. Por tanto, un porcentaje elevado de la radiación detectada se dispersa en el paciente, reduciendo así la relación entre señal y ruido (S/R). Desde su introducción en 1972, la TC de rayos X se ha convertido en una herramienta importante de diagnóstico por imagen, porque reduce mucho estos problemas, proporcionando al médico una herramienta precisa para la exploración no invasiva de las estructuras internas del cuerpo. Se han producido avances importantes en la calidad de la imagen, la velocidad de adquisición y la movilidad del paciente con los desarrollos técnicos recientes de la técnica helicoidal y, más recientemente, las tecnologías de multidetección (TCMD). Esta evolución de la tecnología de TC ha mejorado mucho el diagnóstico por imagen y la evaluación de la función cardíaca con una precisión y especificidad sin precedentes. En la década de 1970, el estudio del corazón mediante TC estaba limitado por la resolución temporal. El desarrollo paralelo de los métodos de TC con haz de electrones (TCHE) convirtió a esta técnica en la mo-

dalidad de elección en el diagnóstico por imagen en las décadas de 1980 y 1990, cuando se hicieron progresos importantes para validar las técnicas de TC para la cuantificación de la calcificación de las arterias coronarias enfermas. La introducción de la TC multidetección con mejor resolución temporal y alta resolución espacial llevó a varios investigadores a estudiar su capacidad para el estudio del corazón a velocidades similares a las del haz de electrones. Este interés se vio espoleado por la amplia disponibilidad de los aparatos multidetección en todo el mundo. En este capítulo se describen varios aspectos técnicos importantes de la TC, con especial énfasis en la multidetección y el haz de electrones, los tipos de TC más utilizados en los estudios de imagen del sistema cardiovascular. Primero se ofrece una descripción breve de los principios básicos de la TC, junto con las diferentes generaciones de aparatos de TC. A continuación se ofrece una descripción de los principios de la TC helicoidal que llevaron al desarrollo de los aparatos multidetección. Como el haz de electrones es una técnica usada en la mayoría de los estudios de imagen con TC del corazón, se describe brevemente esta técnica y sus aplicaciones. Por último, se comenta la instrumentación necesaria para los parámetros esenciales de calidad de la imagen, que incluyen la dosis de radiación de los estudios de imagen cardíacos y los puntos fuertes y débiles de los métodos de multidetección y de haz de electrones. Es importante insistir en que sólo se describen los principios básicos de la TC con la intención de proporcionar al cardiólogo intervencionista y al científico cardiovascular (los consumidores) los suficientes conocimientos básicos para evaluar de manera crítica los estudios de imagen del sistema cardiovascular. Se remite al lector a una lista de citas bibliográficas (1-13) para acceder a una descripción más profunda de los principios físicos que intervienen en la TC.

Principios básicos de la TC La TC es fundamentalmente un método de adquisición y reconstrucción de una imagen de un corte fino de un objeto1. Difiere de los estudios de imagen de proyección convencional en dos aspectos importantes: primero, la TC forma una imagen en sección transversal, eliminando la superposición de estructuras que se produce en la radiología simple debido al apelmazamiento de las estructuras 3D del cuerpo en un sistema de registro 2D. Segundo, la sensibilidad de la TC a pequeñas diferencias en la atenuación de los rayos X es al menos 10 veces mayor que la alcanzada normalmente por los sistemas de registro de las radiografías en película debido a la eliminación virtual de la dispersión. Por tanto, la TC se basa en la medida de la atenuación de los rayos X a través de la sección utilizando muchas proyecciones diferentes. El aparato de TC realiza numerosas medidas de la atenuación a través del plano de un corte del cuerpo de grosor finito. El sistema utiliza esos datos para reconstruir una ima-

PRINCIPIOS FÍSICOS DE LAS TÉCNICAS DE IMAGEN CARDIOVASCULAR

gen digital del corte transversal en la que cada píxel de la imagen representa una medida de la atenuación media de un elemento en forma de caja (vóxel) que se extiende a través del grosor de la sección. Una medida de atenuación cuantifica la fracción de radiación eliminada en el paso a través de una cantidad dada de un material de grosor específico (x en la figura 1-1, A). La atenuación se expresa como: It = Ioe

–μ1Δx

It = Ioe i =1

(2)

Expresada como el logaritmo natural (ln): ln

k I0 = miDx It i =1

S

Tubo de rayos X

Δx

(1)

donde It e Io son las intensidades de rayos X medidas con y sin el material en el trayecto del haz de rayos X, respectivamente, y μ es el coeficiente de atenuación lineal de un material específico. Para ilustrar los principios de la TC, cualquier material se puede considerar como una pila de vóxeles en el trayecto del haz (figura 1-1, B). Cada medida de atenuación se denomina suma de rayos, porque la atenuación de un trayecto del haz en cada línea recta específica que atraviesa al paciente desde un tubo focal a un detector es la suma de las atenuaciones individuales de todos los materiales que se encuentren en el trayecto del haz. Asumiendo que el trayecto del haz a través del tejido se divide en grosores de vóxel que se incrementan en Δx, la intensidad transmitida vendrá dada por: k - S miΔx

3

(3)

El proceso de reconstrucción de la imagen deriva los valores del coeficiente de atenuación media (μ) de cada vóxel en la sección transversal mediante el uso de muchos haces desde muchos ángulos de rotación diferentes alrededor de la sección transversal2. La atenuación específica de un vóxel (μ) aumenta con la densidad y con los números atómicos de los tejidos en el volumen del vóxel y disminuye con el aumento de la energía de los rayos X. Matemáticamente, el valor de atenuación (μ) de cada vóxel se puede resolver algebraicamente con un número muy alto de ecuaciones simultáneas que utilizan la suma de todos los rayos que cruzan el vóxel. Un método más elegante y más simple, denominado retroproyección filtrada, se utilizó en los primeros aparatos y sigue usándose hoy día3. Los rayos se reúnen en grupos denominados proyecciones que atraviesan al paciente en una dirección determinada a través del plano de sección. Puede haber de 500 a 1000 o más rayos en cada proyección. Para reconstruir la imagen a partir de las medidas de los rayos, cada vóxel debe verse desde múltiples direcciones diferentes. Un grupo de datos completo requiere muchas proyecciones a pequeños intervalos de rotación de menos

Pila de vóxeles de grosor Δx

Material específico de grosor Δx

Material específico de cierto grosor

Detector

A

B

FIGURA 1-1. Ilustración de los principios de la TC. Atenuación de los rayos X mediante (A) un material específico de grosor finito (Δx) (véase la ecuación 1). B. Un material se puede considerar una pila de vóxeles, con cada vóxel de grosor finito (Δx) (véase la ecuación 2).

de 1° alrededor de la sección transversal. La retroproyección invierte de forma eficaz el proceso de atenuación mediante la adición del valor de atenuación de cada rayo en cada retroproyección a través de la matriz de reconstrucción. Como este proceso genera una imagen borrosa, los datos de cada proyección se modifican (filtran) matemáticamente antes de la retroproyección, eliminando el efecto borroso intrínseco3. Actualmente se están empleando varias técnicas de reconstrucción avanzada en el proceso de reconstrucción de la imagen de TC, pero una descripción detallada de estos métodos va más allá del propósito de este capítulo. Para terminar el proceso, los valores de atenuación de cada vóxel se ajustan a escala a enteros más cómodos y se normalizan a valores de vóxeles que contengan agua (μw). Los números de TC se calculan como: TC#= K

mm - mw mw

(4)

donde μm es la atenuación medida del material en el vóxel y K (1000) es el factor de escala. El coeficiente de atenuación de agua se obtiene durante la calibración de la máquina de TC. Los vóxeles que contienen materiales que atenúan más que el agua (p. ej., tejido muscular, hígado y hueso) tienen números de TC positivos, mientras que los materiales con menos atenuación que el agua, como los tejidos pulmonar o adiposo, tienen números de TC negativos. Con la excepción del agua y el aire, los números de TC de un material dado varían con los cambios en la potencia del tubo de rayos X y de uno a otro fabricante.

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PRINCIPIOS FÍSICOS DE LAS TÉCNICAS DE IMAGEN CARDIOVASCULAR

Características técnicas de los aparatos de TC

solo detector en el otro lado del paciente; el detector y el rayo estaban alineados en una estructura de exploración. Cada proyección simple se obtenía mediante el movimiento del tubo y el detector en línea recta (traslación) en lados opuestos del paciente (figura 1-2, A). Para obtener la siguiente proyección, la estructura rotaba 1 grado y se trasladaba entonces en la otra dirección. Este proceso de traslación y rotación se repetía hasta que se obtenían 180 proyecciones. Las primeras versiones necesitaban alrededor de 4,5 minutos para una exploración y estaban por tanto restringidas a regiones en las que se podía controlar el movimiento del paciente (como la cabeza). Como los procedimientos constan de varias exploraciones, el tiempo de realización se redujo algo mediante la utilización de dos detectores, de modo que en cada exploración se consiguieran dos cortes paralelos. Aunque la resolución del contraste de algunas estructuras internas no tenía precedentes, las imágenes tenían una

Generaciones de TC convencional En 1979, Sir Godfrey N. Hounsfield y Alan M. Cormack recibieron el Premio Nobel de Medicina por el «desarrollo de la tomografía asistida por ordenador». Los principios matemáticos de reconstrucción de la imagen se remontan a Radon en 1917. Se han desarrollado varias geometrías de TC para adquirir los datos de transmisión de rayos X para la reconstrucción de la imagen. Estas geometrías se llaman normalmente generaciones y siguen siendo útiles para distinguir los tipos de TC1,2.

Aparatos de TC de primera generación El EMI Mark I, el primer aparato de TC comercial inventado por Hounsfield, fue introducido en 1973. Este aparato adquiría los datos con un haz de rayos X colimados hacia un haz estrecho «en lápiz» dirigido a un

Detector Detectores

Fuente

A

Fuente

B

Detectores

Detectores

Fuente

Fuente

C

D

FIGURA 1-2. A. Esquema de un aparato de TC de primera generación que utilizaba haz de rayos X paralelos con un movimiento de tras-

lación-rotación para adquirir los datos. B. Dibujo de un aparato de TC de segunda generación con un movimiento de traslación-rotación para adquirir los datos. C. Representación esquemática de un aparato de TC de tercera generación que adquiere los datos mediante la rotación tanto de la fuente de rayos X (con geometría de haz amplio en abanico) como de los detectores alrededor del paciente, por lo que la geometría es un movimiento de rotación-rotación. D. Representación esquemática de un aparato de TC de cuarta generación que utiliza un anillo estacionario de detectores colocados alrededor del paciente. Sólo la fuente de rayos X gira mediante el uso de una geometría de haz amplio en abanico, mientras que los detectores son estacionarios, por lo que se conoce como movimiento de rotaciónestacionario.

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mala resolución espacial (del orden de 3 mm para un campo de visión de 25 cm y una matriz de 80 × 80) y una resolución muy mala en el eje-z (unos 13 mm de grosor de corte de cada sección).

Aparatos de TC de segunda generación El impulso principal para mejorar radicó en la reducción del tiempo de exploración, de modo que se pudiese explorar el tronco. La suma de detectores situados angularmente permitió que se obtuvieran varias proyecciones en un solo movimiento. Por ejemplo, un diseño inicial utilizaba tres detectores separados entre sí 1°. Como cada detector veía el tubo de rayos X con diferente ángulo, un solo movimiento producía tres proyecciones. Por tanto, el sistema podría rotar 3° en la siguiente proyección en lugar de 1° y tenía que hacer sólo 60 traslaciones en lugar de 180 para conseguir un corte completo (figura 1-2, B). De esta forma se reducía el tiempo de exploración a una tercera parte. Los diseños de este tipo llegaron a tener hasta 53 detectores y terminaron siendo lo bastante rápidos (décimas de segundo) para permitir la adquisición durante una única respiración y fueron los primeros diseños que permitieron obtener imágenes del tronco. Como los tubos anódicos rotativos no podían resistir el desgaste de los movimientos de rotación-traslación, este diseño precisaba un tubo de rayos X anódico estacionario de gasto relativamente bajo. Se mejoraron los límites de potencia de los ánodos estacionarios para la disipación eficaz del calor con el uso de puntos focales asimétricos (menores en el plano de la exploración que en la dirección del eje-z), pero esto producía unas dosis de radiación más altas debido a la restricción deficiente del rayo hacia el plano explorado. Sin embargo, estos aparatos necesitaban velocidades de exploración menores cuando se exploraban pacientes o partes del cuerpo más gruesos para obtener un flujo adecuado de rayos X hacia los detectores.

Aparatos de TC de tercera generación Los ingenieros de diseño pensaron que, si se pudiera utilizar un movimiento de rotación puro del aparato, sería posible usar tubos anódicos de rayos X rotantes más potentes y por tanto mejorar las velocidades de la prueba en las partes del cuerpo más gruesas. Uno de los primeros diseños que lo consiguió fue el denominado de tercera generación o de geometría rotacional. En estos aparatos, el tubo de rayos X está colimado en un haz amplio de rayos X en abanico y dirigido a una fila de detectores en forma de arco. Durante la exploración, el tubo y el detector giran alrededor del paciente (figura 1-2, C) y se obtienen diferentes proyecciones durante la rotación mediante la pulsación de la fuente de rayos X o el muestreo de los detectores a una frecuencia muy alta. El número de detectores variaba de 300 en las primeras versio-

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nes a más de 700 en los aparatos modernos. Como el movimiento de traslación de ida y vuelta era sustituido por un movimiento de rotación suave, se podían utilizar tubos anódicos de rayos X rotantes de mayor rendimiento, que reducen mucho la duración de la prueba. Un aspecto de esta geometría es que los rayos de cada proyección única son divergentes en lugar de paralelos entre sí, como en los primeros diseños. La divergencia de los rayos precisó alguna modificación de los algoritmos de reconstrucción y las consideraciones del muestreo necesitaban explorar un arco adicional de un ángulo del haz mayor de 180º, aunque la mayoría de los aparatos rotan 360º en cada exploración. Casi todos los aparatos helicoidales actuales se basan en modificaciones de los diseños rotacionales. Los tiempos de exploración típicos son del orden de unos pocos segundos o menos y algunas versiones recientes tienen tiempos de exploración medidos en milisegundos.

Aparatos de TC de cuarta generación Este diseño evolucionó casi simultáneamente con los aparatos de tercera generación y eliminó el movimiento de traslación-rotación. En este caso sólo rota la fuente dentro de un anillo estacionario de detectores (figura 1-2, D). El tubo de rayos X está colocado de manera que gira sobre el paciente en el espacio situado entre el paciente y el anillo detector externo. Una versión ingeniosa, que ya no se fabrica, movía el tubo de rayos X fuera del anillo detector e inclinaba el anillo fuera del haz de rayos X en un movimiento tambaleante (nutación) a medida que el tubo rotaba. Este diseño permitía usar un anillo de detectores más pequeño con menos detectores con un rendimiento de la prueba similar. Los aparatos de cuarta generación tenían unos 600 detectores y las últimas versiones hasta 4800. En el mismo período, los tiempos de exploración de los diseños de cuarta generación eran comparables a los de los aparatos de tercera generación. Una limitación de los diseños de cuarta generación es el uso menos eficaz de los detectores, porque se emplea menos de una cuarta parte de ellos en cada momento de la exploración. Estos aparatos son también más susceptibles a los artefactos de dispersión que los de tercera generación, porque no pueden utilizar colimadores antidispersión. Los aparatos de TC con este diseño no están ya disponibles comercialmente excepto para aplicaciones especiales. Hasta 1990, la tecnología TC había evolucionado hasta obtener resoluciones de la exploración de un plano o axiales de uno a dos pares de líneas por milímetro, pero la resolución en el eje-z o longitudinal seguían siendo bajas y el espacio de tiempo entre exploraciones era problemático debido a la acción de parar-comenzar necesaria para la traslación de la mesa y el desenrollado del cable, dado que ambas alargaban la duración de las exploraciones. La resolución en el eje-z se veía limitada por la selección del grosor del

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corte, que oscilaba de 1 a 10 mm. Para los cortes más gruesos, el promedio del volumen parcial de tejidos diferentes producía artefactos de volumen parcial. Estos artefactos se redujeron en cierto grado usando cortes de exploración más finos. Además, aunque era posible obtener imágenes en 3D mediante la acumulación de cortes finos, la imprecisión persistía por la inconsistencia de los grados de inspiración de una exploración a otra. Además, el método tradicional de adquisición corte a corte registraba mal las lesiones entre los cortes como consecuencia de los movimientos involuntarios de la anatomía en interrupciones de la respiración consecutivas entre las exploraciones. Varios investigadores han intentado utilizar la TC convencional para realizar estudios dinámicos del corazón, el pulmón y la circulación4. Sin embargo, la TC convencional no era adecuada para los estudios estructurales o funcionales dinámicos de órganos móviles, porque ignoraba el movimiento con efectos nocivos en la resolución de la imagen o utilizaba técnicas de compuertas para reducir los artefactos del movimiento que también daban lugar a una degradación de la imagen. La obtención de cortes múltiples durante una sola apnea mejoraba la capacidad para ver las lesiones en órganos móviles como el corazón. Sin embargo, esto requería algunos avances tecnológicos, que llevaron al desarrollo de los aparatos de TC helicoidal.

Principios de los aparatos de TC helicoidal El desarrollo de la TC helicoidal5 alrededor de 1990 fue un avance auténticamente revolucionario en la exploración con TC que finalmente permitió obtener imágenes en 3D verdaderas con una sola apnea. La técnica consiste en la obtención continua de datos de proyección a través de un volumen tridimensional de tejido mediante la rotación continua del tubo de rayos X y los detectores con la traslación simultánea del paciente a través de una abertura de la carcasa (figura 1-3). Fueron necesarios tres avances tecnológicos: diseños de carcasa de anillo corredizo, tubos de rayos X de muy alta potencia y algoritmos de interpolación para manejar los datos de proyección no coplanar.

Tecnología de anillo corredizo Los anillos corredizos son dispositivos electromecánicos que constan de anillos conductores eléctricos circulares y cepillos que transmiten la energía eléctrica a través de una superficie de contacto en movimiento. Todas las señales de potencia y control de las partes estáticas del sistema están comunicadas con la estructura que rota a través del anillo corredizo. Este diseño consta de grupos de anillos concéntricos conductores paralelos al eje de la carcasa que se conectan al tubo, los detectores y los circuitos de control mediante contractores deslizantes (figura 1-3, A). Estos «contracto-

res deslizantes» permiten a la estructura del aparato rotar continuamente sin necesidad de parar entre las rotaciones para desenrollar el sistema de cables. Este avance de ingeniería se produjo inicialmente por el deseo de reducir el retraso entre exploraciones y mejorar las transiciones. El menor retraso entre exploraciones aumentaba las demandas térmicas del tubo de rayos X; por tanto, fueron necesarios tubos con capacidades térmicas mucho más altas para resistir el trabajo continuo durante múltiples rotaciones.

Tubos de rayos X de alta potencia Comparados con los de cualquier otra aplicación diagnóstica de los rayos X, los tubos de rayos X de la TC están sometidos a sobrecargas térmicas muy elevadas. En los aparatos de primera y segunda generación se utilizaban tubos de rayos X de ánodo estacionario, porque la larga duración de la exploración suponía que la capacidad de potencia instantánea era baja. La larga duración de la exploración permitía también la disipación de calor. Los tiempos de exploración más cortos de las últimas versiones de los aparatos de TC necesitaban tubos de rayos X de alta potencia y el uso de ánodos giratorios enfriados con aceite para una disipación térmica eficaz. Las capacidades de acumulación de calor eran de 1 a 3 MHU en los primeros aparatos de tercera generación. La introducción de la TC helicoidal con rotación continua del aparato planteó nuevas demandas a los tubos de rayos X. Se han realizado varios avances técnicos en el diseño de los componentes para alcanzar estos grados de potencia y tratar los problemas de la temperatura diana, el almacenamiento de calor y la disipación. Por ejemplo, se han vuelto a diseñar el revestimiento del tubo, el montaje del cátodo, el montaje del ánodo, incluida su rotación, y el objetivo. Como se han reducido los tiempos de exploración, han aumentado las capacidades caloríficas del ánodo hasta en un factor de 5, evitando los retrasos para el enfriado en la mayoría de las técnicas clínicas y se dispone de tubos con capacidades de 5-8 millones de unidades de calor. Además la mejora en la tasa de disipación de calor (KHU/min) ha aumentado la capacidad de acumulación de calor de los tubos de rayos X modernos. Se alcanzan notables capacidades de calor con bases gruesas de grafito detrás de los discos diana y diámetros de los ánodos de más de 200 mm, mejores cargas rotoras de altas temperaturas y cubiertas metálicas con aislamiento cerámico (figura 1-3, B) entre otros factores. La vida laboral de los tubos utilizados hasta ahora oscila de 10.000 a 40.000 horas frente a las 1000 horas típicas de los tubos de TC convencionales. Como muchos de los avances de ingeniería aumentan la masa del tubo, buena parte de los esfuerzos recientes de diseño han buscado reducir la masa para resistir mejor las crecientes tasas de rotación de la carcasa necesarias para obtener unos tiempos de exploración aún más rápidos.

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Anillos de deslizamiento Principio de la exploración helicoidal

Trayectoria del tubo de rayos X y detector en rotación continua

Dirección del transporte 0 continuo del paciente 0

Contractores deslizantes

Señales de datos y control

Z (mm) Suministro eléctrico

t (s)

A

B Aislantes cerámicos

Disco anódico único de 200 mm

Recubrimiento metálico compacto

C

Plano de la imagen

D

Enfriamiento directo con aceite de la ranura de carga espiral

FIGURA 1-3. Ilustración de los principios de la TC helicoidal. A. A medida que el paciente es trasladado a través de la carcasa, el tubo de rayos X traza una trayectoria espiral/helicoidal alrededor del paciente, adquiriendo los datos según gira. B. Dibujo de la configuración de anillo corredizo con contractores deslizantes para permitir la rotación continua del tubo de rayos X, mientras los detectores mantienen el contacto eléctrico con los componentes estacionarios. C. Tubo de rayos X anódicos rotativos utilizado en las TC helicoidales. Los tubos modernos de rayos X tienen de 5 a 8 MHU y utilizan discos anódicos grandes con aislante cerámico. (Cortesía de Philips Medical Systems, Shelton, TC.) D. Principios de la interpolación de logaritmos.

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Algoritmos de interpolación Los aparatos convencionales pasaban al paciente a través de la carcasa para proporcionar una serie de cortes contiguos, pero pronto se comprendió que, si se podía conseguir la adquisición con movimientos continuos de la mesa, se obtendría un resultado mucho más satisfactorio. El problema de los movimientos continuos del tubo y la mesa era que las proyecciones provenían de un movimiento helicoidal alrededor del paciente y no se basaban en un único plano. Esto significa que no se podían utilizar los algoritmos de reconstrucción convencionales. El desarrollo de métodos de interpolación5,6 para generar proyecciones en un plano que permitían utilizar las retroproyecciones convencionales alivió este problema. Se obtenían con ello varios beneficios importantes. Primero, los planos reconstruidos podían colocarse arbitrariamente en cualquier posición a lo largo del volumen explorado mediante el movimiento de la mesa durante las múltiples rotaciones (figura 1-3, C) de forma que los cortes podían ser superponibles a lo largo del eje del aparato, mejorando así de forma importante el muestreo de los datos y haciendo posibles las reconstrucciones 3D. Segundo, como las imágenes se pueden obtener en una pausa respiratoria única, las reconstrucciones 3D están exentas de los artefactos de registro producidos por el movimiento involuntario que aparecen en la TC convencional. Se podían obtener volúmenes 3D verdaderos que podían verse en cualquier perspectiva, haciendo realidad la idea de una verdadera radiografía tridimensional7. Un beneficio final era que, como los cortes superpuestos se generaban mediante métodos matemáticos y no por la superposición de haces de rayos X, se mejoraba el muestreo del eje-z sin aumentar la dosis de radiación recibida por el paciente. Se desarrollaron varios algoritmos de interpolación avanzados6, con efectos diferentes sobre la calidad de la imagen, pero que escapan al propósito de este capítulo. Durante un estudio helicoidal, el movimiento de la mesa produce el desplazamiento de las proyecciones del haz de rayos a lo largo del eje-z; el desplazamiento relativo es una función de la velocidad de la mesa y de la amplitud del haz. El cociente del desplazamiento de la mesa por cada rotación de 360º con respecto al grosor del corte se denomina paso, una importante cifra sin dimensión con implicaciones en la dosis que recibe el paciente y la calidad de la imagen. Por ejemplo, un factor de paso menor de 1 implica la superposición de la anatomía, y por tanto una mayor dosis para el paciente, mientras que pasos mayores de 1 suponen una extensión de la imagen extendida y una menor dosis para el paciente.

Capacidades de la TC helicoidal con detector de rayo único Con la llegada de la TC helicoidal se realizó un importante progreso hacia la obtención de aparatos más

rápidos. Se podían explorar órganos completos en unos 30 o 40 segundos y se eliminaban virtualmente los artefactos producidos por el movimiento del paciente o por un mal registro debido a movimientos involuntarios. Se hizo posible efectuar cortes en cualquier plano arbitrariamente en el volumen estudiado. Se lograron avances importantes en la resolución del eje-z debido a la mejora del muestreo, porque los cortes se podían reconstruir a intervalos menores del ancho del corte a lo largo del eje-z. Se podía obtener una resolución casi isotrópica con los anchos de corte más finos (∼1 mm) con un paso menor de 1, pero esto sólo se podía obtener en longitudes relativamente cortas por las limitaciones del tubo y de la apnea8. Los tubos de potencia alta con funcionamiento continuo más prolongado junto con velocidades de rotación más rápidas pueden explorar longitudes mayores con una resolución alta. El límite práctico de estos enfoques de «fuerza bruta» es, sin embargo, la cantidad de tiempo que un paciente puede mantener fiablemente la respiración, que es entre 15 y 30 segundos. Aunque la resolución del eje-z de las imágenes de TC helicoidal supera mucho a las de TC convencional, el tipo de algoritmo de interpolación y el factor de paso todavía afectan a la calidad global de la imagen. Varios estudios de calcificaciones cardíacas que utilizaban aparatos de TC helicoidal han mostrado una buena concordancia con los hallazgos de haz de electrones; sin embargo, la imagen cardíaca se hizo más factible con la introducción de la tecnología de TC con multidetección9.

TC helicoidal con multidetección Uno de los avances más llamativos de la tecnología de TC ha sido la introducción de la TC helicoidal con multidetección10. El desarrollo de los tubos de rayos X de potencia alta con una capacidad impresionante de acumulación y disipación del calor para la demanda de un detector de rayo único se han utilizado eficazmente con un colimador de haz amplio. Sin embargo, si se abre el colimador para mejorar el uso del tubo de rayos X se reduce la resolución espacial al aumentar el grosor del corte. Por otro lado, si se sustituyen los detectores de rayo único utilizados en la TC helicoidal por varias capas de detectores de rayo múltiple fino, se mejora el uso del tubo de rayos X y la resolución espacial y en cada rotación del tubo de rayos X se estudia un volumen mayor de la anatomía del paciente.

Principios de la multidetección En la figura 1-4 se muestra la diferencia principal entre los aparatos helicoidales de detector de rayo único y múltiple11. En ambos casos, el tubo de rayos X y los detectores giran alrededor del paciente para recoger los datos de múltiples proyecciones (de forma análoga a los aparatos de TC convencionales de tercera generación), mientras que la mesa se traslada simultánea-

PRINCIPIOS FÍSICOS DE LAS TÉCNICAS DE IMAGEN CARDIOVASCULAR

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Tubo de rayos X Colimador del tubo

Corte colimado

FIGURA 1-4. Esquema que ilustra

la diferencia entre el diseño de la TC de corte único y de cortes múltiples. La bandeja de multidetectores es de diseño asimétrico y es el diseño de un fabricante determinado.

Colimador del detector Detector de corte único Multidetectores TC de corte único

mente a través de la carcasa del TC. Las diferencias radican en la cantidad de detectores de rayos en la dirección-z del paciente y el número de cortes múltiples obtenidos en el isocentro. La idea básica en realidad data del primer aparato EMI Mark I que tenía dos detectores paralelos y obtenía dos cortes simultáneamente. El primer aparato helicoidal que utilizó esta idea, el Elscint CT Twin, fue lanzado en 1992. A finales de 1998, todos los fabricantes importantes de TC tenían aparatos con detector de rayo múltiple capaces de proporcionar al menos cuatro cortes por rotación con un tiempo mínimo de rotación de la carcasa de 0,5 segundos. Esto permitió la obtención de datos volumétricos ocho veces más rápida que con el detector de rayo único con un tiempo de barrido de 1 segundo. Se han desarrollado varios algoritmos de reconstrucción de la imagen nuevos para manejar el gran volumen de datos12,13. La mejor resolución del eje-z, junto con una mejor resolución temporal producida por la sincronización electrocardiográfica (ECG), proporciona una técnica de exploración muy adecuada para obtener imágenes de TC del corazón y otros órganos móviles14-16, con sensibilidad y especificidad comparables en relación a la puntuación cardíaca de los aparatos de haz de electrones17,18. Varios fabricantes elaboraron distintos diseños con detectores de rayo múltiple en los aparatos multidetección de primera generación. Independientemente de la cantidad de filas de detectores en la dirección-z, todos los diseños permitían hasta un máximo de cuatro cortes en el isocentro. Esto se debe principalmente al número de canales de adquisición de datos disponibles para recoger los datos de proyección desde los respectivos elementos del detector. Los detectores en los aparatos multidetección de primera generación se distinguen en función del diseño de la bandeja y pueden agruparse como bandejas de elementos uniformes, bandejas de elementos no uniformes y bandejas de elementos híbridos, respectivamente (figura 1-5, A)11. A continuación se ofrece una breve descripción de los diferentes diseños de las bandejas de detectores de rayo múltiple.

TC de corte múltiple

Bandejas de elementos uniformes En este diseño de la bandeja de detectores se colocan varios detectores sólidos pequeños de igual tamaño en filas de grosor idéntico (p. ej., 16 filas de 1,25 mm) La imagen obtenida depende de la amplitud del haz de rayos X, la selección de las filas de detector y del acoplamiento entre ambos. Es posible obtener cuatro cortes simultáneos de 1,25 mm cada uno o aumentar el grosor del corte mediante el emparejado de las filas de detectores (p. ej., emparejando dos, tres y cuatro filas de detectores) para obtener cuatro cortes de 2,5 mm, 3,75 mm y 5 mm de grosor, respectivamente.

Bandejas de elementos no uniformes En este tipo de bandeja de detectores, la anchura del detector aumenta gradualmente de grosor según se aparta del centro del eje de rotación. Las dos filas de detectores del centro de la bandeja son de 1 mm cada una, mientras que los detectores adyacentes a la fila central son de grosor creciente, siendo la fila más externa de 5 mm.

Bandejas de elementos híbridos El tercer tipo de diseño incorpora características de los diseños uniforme y no uniforme. Esta bandeja de detectores está compuesta por 4 detectores finos de 0,5 mm en el centro y 15 detectores de 1 mm de ancho a ambos lados de los detectores centrales para una cobertura del eje-z total de 32 mm por rotación del tubo de rayos X alrededor de la carcasa. Con la adquisición rápida de la imagen, los cortes más finos obtenidos en un tiempo de barrido más corto permiten aumentar el volumen de exploración, mejorar la resolución longitudinal y aumentar la resolución temporal. En los diseños de TC helicoidal con detector de rayo único, el volumen de exploración puede ser aumentado mediante el incremento del paso a expensas de una peor resolución del eje-z,

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PRINCIPIOS FÍSICOS DE LAS TÉCNICAS DE IMAGEN CARDIOVASCULAR

4!1,25 mm 4!1,25 mm 16!0,625 mm

16!1,25 mm GE 20 mm

Siemens/Philips

5

20 mm

1,5

2!1 mm 1,5

2,5

2,5

4!1,5 mm

16!0,75 mm

5 24 mm

20 mm 15!1 mm

4!0,5 mm

4!1,5 mm

15!1 mm

12!1 mm

16!0,5 mm

12!1 mm

Toshiba 32 mm

32 mm

Eje-z

Eje-z

A

B

FIGURA 1-5. Ilustración de los diseños de las bandejas de multidetectores utilizados en los aparatos TC de multidetección. A. Sistemas

TCMD de cuatro cortes; B. Sistemas TCMD de 16 cortes.

mientras que la resolución del eje-z se puede mantener en los diseños con detector de rayo múltiple. Por ejemplo, si una colimación de 10 mm se divide en cuatro detectores de 2,5 mm, se puede obtener la misma extensión de la exploración en el mismo tiempo, pero con una resolución del eje-z aumentada de 10 mm a 2,5 mm. En otro ejemplo, un aparato con detector de rayo múltiple con 4 detectores de 5 mm y una amplitud del haz de 20 mm reduce el tiempo de la exploración de un factor de 4 a 15 segundos para la misma resolución del eje-z. Al incrementar el número de filas de detectores de TC en la dirección-z, aumenta de forma llamativa la capacidad de adquisición de datos y al mismo tiempo se utilizan de una manera más eficaz los tubos de rayos X. Para el estudio de imagen del corazón con multidetección se utilizan de forma sistemática cualquiera de los tipos de aparatos, tanto los helicoidales como los secuenciales.

Modo secuencial o axial El modo secuencial o axial es parecido al aparato convencional de «paso y disparo», en el que, después de cada rotación del tubo, el paciente se desplaza a la siguiente posición para el siguiente barrido. Frente a los aparatos de monodetección, el volumen de datos obtenido en cada rotación aumenta de 4 a 8 veces con una duración de la rotación del aparato de 0,5 segundos. Se pueden reconstruir cortes más gruesos retrospectivamente mediante el uso de los datos de varios canales de datos. La reconstrucción de cortes más gruesos tiene ventajas inherentes cuando se busca evitar los artefactos del rayo producidos por el prome-

dio del volumen parcial y para mejorar la detección del contraste bajo con mejora del ruido de la imagen. Respecto a la mayoría de los estudios de imagen cardíacos, en los aparatos multidetección de primera generación, la exploración secuencial del corazón se realiza con técnicas de sincronización a 4 × 1 mm o 4 × 2,5 mm y luego se reconstruye en cortes de 1 o 2,5 mm de grosor. Con una rotación del tubo de rayos X de 0,5 segundos y una cobertura anatómica de 10 mm por rotación, los estudios cardíacos son significativamente más rápidos que con los aparatos monodetectores, con una mejor capacidad de obtener estudios coronarios con resultados comparables a los aparatos de haz de electrones.

Modo espiral o helicoidal El modo espiral o helicoidal es análogo al del aparato helicoidal de monodetección, con cuatro canales de datos que obtienen datos simultáneamente conforme el paciente se traslada en la carcasa. Los datos de los cuatro canales contribuyen a cada uno de los cuatro cortes reconstruidos. Los algoritmos de interpolación se pueden ajustar para equilibrar la resolución longitudinal frente al ruido y los artefactos. Se pueden reconstruir grosores de corte diferentes mediante el ajuste retrospectivo de los perfiles de corte, en función de la calidad de la imagen deseada. Por ejemplo, en la exploración a 4 × 2,5 mm, se pueden reconstruir cortes de grosor igual o mayor de 2,5 mm retrospectivamente. Para reducir al mínimo los artefactos de movimiento y mantener alta la resolución espacial en todas las di-

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recciones, la mayoría de los estudios de imagen cardíacos se obtienen con ajuste de ECG retrospectivo o prospectivo19. En la sincronización retrospectiva, las proyecciones de diferentes ángulos de proyección se reúnen para la reconstrucción después de la exploración, en función del ECG registrado durante la prueba. En la sincronización prospectiva, la exploración se realiza en momentos preseleccionados del ciclo cardíaco. En ambos métodos, la recogida de proyecciones desde varios ángulos para alcanzar una resolución razonable en la imagen transaxial reconstruida requiere la obtención de datos de varios ciclos cardíacos y durante varias rotaciones de la fuente de rayos X. La ventaja de la sincronización retrospectiva es que se pueden unir diferentes grupos de proyecciones después de la obtención de datos continuos para reconstruir la misma sección transversal del corazón en momentos diferentes del ciclo cardíaco. Por otro lado, la dosis de radiación para el paciente se reduce con la sincronización prospectiva, porque la exposición a los rayos X sólo se requiere durante la parte del ciclo cardíaco que es de interés a lo largo de ciclos cardíacos sucesivos. A pesar de los avances de los aparatos multidetección de primera generación, siguen existiendo retos adicionales para las pruebas de multidetección con sincronización ECG del corazón y las arterias coronarias: la visualización adecuada de las endoprótesis y las arterias coronarias intensamente calcificadas y la exploración de los pacientes con frecuencias cardíacas altas y de aquellos que no pueden mantener la respiración durante al menos 30 segundos. Además, en la multidetección, la proyección del haz de rayos X sobre los detectores crea «ángulos en cono», porque el haz de rayos X cae perpendicular sobre los detectores centrales y en ángulo divergente sobre los detectores periféricos. Esto produce un ensanchamiento de las estructuras visualizadas proyectadas sobre los detectores periféricos frente a las de los detectores centrales. Sin corrección respecto a la divergencia cónica, los cortes obtenidos en los detectores periféricos son ligeramente más anchos que los obtenidos en el centro de la bandeja de detectores. Por tanto, a menudo los datos obtenidos en los detectores periféricos se descartan durante la reconstrucción. Se están desarrollando varios algoritmos de corrección cónica para corregir este ensanchamiento del corte. Los aparatos multidetección de segunda generación ofrecen la adquisición simultánea de hasta 16 cortes submilimétricos y una duración de la rotación de la carcasa menor de 0,5 segundos y tienen la posibilidad de superar alguna de estas limitaciones20,21. Con la intención de obtener cortes muy finos para intentar lograr una resolución isotrópica, todos los fabricantes importantes han pasado a usar diseños de detector híbrido (figura 1-5, B). El número de canales de adquisición de datos ha aumentado de 4 a 8 a 16, con una cantidad mayor de detectores submilimétricos en el centro del haz. Con el aumento de los canales de datos y los detectores de tamaño submili-

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métrico, ahora es posible obtener una mayor cantidad de cortes finos (12 a 16) por cada rotación del tubo de rayos X. Además, se han desarrollado paquetes de software especializados por parte de la mayoría de los fabricantes de TC para realizar estudios cardíacos. La rotación parcial con sincronización ECG retrospectiva y los métodos de reconstrucción segmentaria han permitido a los aparatos multidetección ofrecer resoluciones temporales del orden de 150 a 250 ms22.

Paso helicoidal Con los aparatos de TC helicoidales de corte único, el concepto de paso es sencillo. Acudiendo a la figura 1-6, con una amplitud del haz de rayos X de W (en milímetros) y un avance de la mesa por cada rotación de la carcasa de I (en milímetros), el paso, y más específicamente el paso del haz, se define como: I Paso del haz = ⎯ W

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Con la introducción de los aparatos de TC multidetección surge una ambigüedad en la definición del paso, porque los diferentes fabricantes utilizan definiciones diferentes, dando lugar a una gran confusión23. Por consiguiente, el paso del haz debe distinguirse del paso del detector, que se define como: I Paso del detector = ⎯ T

Paso del haz = Paso del detector = Paso del haz =

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I W I T

Paso del detector I = N N*T

I

I

W

W

T Bandeja de detector único

Bandeja de multidetectores

I: recorrido de la mesa (mm)/rotación W: amplitud del haz (mm) T: anchura del canal de adquisición de datos únicos (mm) N: número de canales de adquisición de datos activos

FIGURA 1-6. Ilustración del concepto de paso del haz y paso del detector. El paso del haz es compatible con la definición anterior de paso utilizada en la TC helicoidal de corte único y también se puede aplicar a los aparatos de multidetección. El paso del haz se denomina simplemente paso para mantener la consistencia entre las TC helicoidales de unidetección y multidetección.

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PRINCIPIOS FÍSICOS DE LAS TÉCNICAS DE IMAGEN CARDIOVASCULAR

donde T es la anchura de cada canal/sistema de adquisición de datos (SAD) en milímetros (figura 1-6). Si el haz de rayos X está colimado a «N» canales SAD en un aparato de TC con detector de rayo múltiple, la relación entre el paso del haz y el paso del detector es la siguiente: Paso del detector I Paso del haz = ⎯⎯⎯⎯⎯⎯⎯⎯ = ⎯⎯⎯ N N *T

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El término paso del haz sería aplicable tanto para los sistemas de mono como los de multidetección. Según el convenio IEC24, se ha alcanzado el consenso entre todos los fabricantes de TC para adoptar esta definición de paso del haz y llamarlo simplemente «paso». Esto ayudará a eliminar la confusión existente entre la relación entre la dosis de radiación y la definición de paso de varios fabricantes.

TC de haz de electrones Dado que los aparatos de TC convencionales de tercera y cuarta generación se popularizaron a principios de 1980, muchos investigadores intentaron en vano obtener estudios de imagen del corazón utilizando estos aparatos. Muchas limitaciones técnicas, como los largos tiempos de exploración y el calentamiento del tubo de rayos X, impidieron obtener imágenes del corazón latiendo sin importantes artefactos de movimiento. A principios de la década de 1980, Boyd y cols. diseñaron y construyeron el primer aparato ultrarrápido, conocido familiarmente como de haz de electrones (TCHE), que hizo posible el estudio con TC del

Ventajas de la TC con multidetección Las ventajas clínicas de la tecnología de multidetección para los estudios de imagen del corazón se pueden agrupar generalmente en tres categorías: 1) La capacidad de obtener una gran cantidad de cortes finos con una resolución espacial alta en las dos direcciones, axial y longitudinal. Esto es importante para la obtención de una resolución espacial isotrópica (p. ej., vóxeles cúbicos), donde las imágenes son igualmente de precisas en cualquier plano que atraviese el volumen explorado. Esta capacidad se obtiene razonablemente con cortes múltiples de grosor submilimétrico. Idealmente, una radiografía 3D verdadera tendría vóxeles cúbicos de