La tromografia Helicoidal es la tomografia normal que coniocemos es la realizacin de radiografas del cuerpo desde muchos ngulos. Las imgenes de las radiografas son detectadas por un aparato explorador (escaner) y analizadas por un ordenador que construye una imagen secuenciada por cortes del rgano explorado. Estas imgenes se pueden imprimir en una radiografa o ser vistas en un monitor de televisin.

Dentro de las caractersticas de la tomog elicoidal multicorte podemos apreciar que permite la realizacin tanto de procedimientos clnicos de rutina, como de estudios avanzados en mltiples especialidades mdicas: medicina interna, cardiologa, pediatra, ginecologa, ciruga, oncologa, radioterapia, neurologa, traumatologa y otros.Este tomgrafo posee una extraordinaria flexibilidad para la adquisicin y procesamiento de las imgenes, con numerosas opciones, proporciona acceso a aplicaciones especficas, tales como: angiografa cerebral torcica abdominal y arterias perifricas por TEM, evaluacin dinmica contrastada de hgado, pncreas, etc., estudios de estructuras seas, macizo facial, articulaciones, columna, para diagnstico de fracturas con evaluaciones multiplanar y reconstrucciones en 3D (tres dimensiones).En la mayora de los centros se prefiere el estudio Tomogrfico multicorte por su gran exactitud en el diagnstico de tromboembolia pulmonar, otorgando adems, la oportunidad de estudiar el resto de los rganos adyacentes, lo que reviste una gran importancia en el diagnstico diferencial de un paciente con sintomatologa torcicaespero haberte ayudadoTC helicoidal y la TC multicorte se diferencian en el numero de detectores..... es decir un tomografo de los antiguos es de primera generacion......y solo tenian (o tienen porque se siguen utilizando) 1 sola linea de detectores (esta linea sirve para captar la seal del cuerpo para asi converitirla en imagenes) los equipos mas modernos ( de 2a y 3a generacion) tienen mas lineas de detectores (4,8,12,16,32 y lo ultimo de 64 lineas de detectores, apenas en experimentacion las de 128) estas lineas de detectores hacen que el estudio se haga en una fraccion de segundo (para el de 64 lineas de detectores) y la radiacin a la que se expone el paciente se reduce al minimo....y las reconstrucciones de tercera dimension son fantasticas....en resumen el principio fisico es el mismo y el TC multicorte pues ocupa mayor numero de lineas de detectoresTOMOGRAFIA COMPUTADAEn 1970 Godfrey Hounsfield, ingeniero fsico de la compaa EMI, presento la primera demostracin de la tomografa axial computada. Hounsfield y Alan Cormack, fsico medico de la Tufos University, que haba desarrollado las matemticas utilizadas en la reconstruccin de las imgenes de TC, recibieron en 1979 el premio novel de fsica.La TC es revolucionaria por el hecho de no grabar la imagen de un modo convencional.No hay un receptor habitual de la imagen, como una placa o un tubo intensificador de imagen. Un haz de rayos X. colimado se dirige sobre el paciente y la radiacin atenuada que formar la imagen es detectada por un receptor de imagen en estado slido.Un ordenador analiza la seal del receptor, reconstruye la imagen y la muestra en un monitor. La reconstruccin computarizada de la seccin anatmica se consigue mediante ecuaciones matemticas adaptadas para procedimientos computarizados llamados algoritmos.

Principios de funcionamiento:Una imagen TC es un imagen transaxial o transversa. La imagen es perpendicular al eje longitudinal del cuerpo.La metodologa precisa por la cual un sistema de TC crea una imagen de seccin es extremadamente complicada y requiere un adecuado conocimiento de ingeniera, fsica y computacin. Sin embargo, los principios bsicos pueden ser puestos de manifiesto si uno considera lo ms simple de los sistemas de TC, consistente en un haz de rayos X. colimado y un detector. La fuente de rayos X. y el detector estn conectados de forma que se mueven sincrnicamente.

Sistema de imgenes de primera generacinCuando el complejo fuente-detector hace un barrido sobre el paciente, las estructuras internas del cuerpo atenan el haz de rayos X. en relacin a la densidad de su masa y a su nmero atmico efectivo. La intensidad de la radiacin detectada vara en relacin a este patrn de atenuacin y forma un perfil de intensidad o proyeccin.Al final de sta traslacin, el complejo fuente-detector regresa su posicin inicial y todo el complejo gira y comienza una segunda traslacin. Durante la segunda traslacin, la seal del detector ser otra vez proporcional a la atenuacin de la estructura anatmica de las de rayos X. y se describe una segunda proyeccin.Si este proceso se repite muchas veces, se generan un gran nmero de proyecciones. Estas proyecciones no se muestran visualmente pero se almacenan en formato digital en el ordenador. El procesado informtico de estas proyecciones implica la superposicin efectiva de cada proyeccin para reconstruir una imagen de las estructuras anatmicas de esa seccin.

La superposicin de las proyecciones no ocurre como uno poda imaginar. Durante cada traslacin la seal del receptor se registran incremento con valores de hasta 1000. El valor de cada incremento est relacionado con el coeficiente de atenuacin de toda la trayectoria de los rayos X. a travs del tejido. Utilizando ecuaciones simultneas se obtiene una matriz de valores que representa la seccin anatmica.Un sistema de imagen de TC de primera generacin pueden considerarse un proyecto de demostracin. Demostraron la viabilidad de la unin funcional del complejo fuente detector, el movimiento mecnico del gantry y la informtica para producir una imagen.El sistema de imagen original de EMI requera 180 traslaciones, cada una de ellas separadas por una rotacin de 1. Incorporaba dos detectores y separaba el haz de rayos X. finamente colimados (haz en lpiz) de forma que podran obtenerse dos cortes contiguos durante cada procedimiento. El principal inconveniente este sistema era que requera cinco minutos para completar una imagen.

Sistema de imagen de segunda generacin:Estos sistemas tambin fueron del tipo de traslacin-rotacin. Incorporaban la extensin natural del detector nico a mltiples detectores, de entre 5 y 30 ensamblados interceptando una haz de rayos X. en forma de abanico.Una desventaja de las en forma de abanico es la elevada radiacin difusa. Esta afectaba a la imagen final, del mismo modo que la radiografa convencional.Otra desventaja es el incremento en la intensidad de la periferia debido a la forma del cuerpo. Esto se compensa utilizando un filtro en forma de pajarita.La principal ventaja de un sistema de imagen de segunda generacin era su rapidez. Con esto sistema eran posibles tiempos de imgenes ms cortos, de unos 20 30 segundos por imagen, debido a las mltiples lneas de detectores, una nica traslacin proporcionaba el mismo nmero de datos que varias traslaciones con un sistema de imagen de primera generacin. Cada traslacin estaba separada por un incremento de rotacin de 5 o ms. Con un incremento rotacin de 10 slo se requeran 18 traslaciones para la adquisicin de un imagen de 180.Sistema de imagen de tercera generacinEn estos sistemas, la fuente y el conjunto de detectores giran alrededor del paciente. Debido a que slo son unidades con rotacin, los sistemas de imagen en tercera generacin pueden producir una imagen en menos de un segundo.Este sistema utiliza un ordenamiento curvilneo que contiene muchos detectores (30-100) y un haz en abanico. El nmero de detectores y el espesor del abanico del haz, entre 30 y 60, son simultneamente superiores a los de sistema de imgenes de segunda generacin. El haz de radiacin y el conjunto de detectores ven todo el paciente en todo momento. La caracterstica del ensamblaje de los detectores permite tambin una mejor colimacin del haz que reduce el efecto de la radiacin difusa colocando una colimacin a ambos lados de la seccin explorada, una colimacin prepaciente y una colimacin pre detector.Una de las desventajas de los sistemas de imgenes de tercera generacin es la aparicin ocasional de artefactos en anillo (o artefacto de Diana) que se produce cuando un detector no funciona. La seal adquirida o su ausencia ocasionan un anillo en la imagen reconstruida. Las correcciones de software en los algoritmos de reconstruccin de la imagen minimizan estos artefactos.Sistema imagen de cuarta generacinEl diseo de los sistemas de imagen de cuarta generacin incorpora una configuracin de giro estacionario. La fuente de rayos gira pero el conjunto de detectores no.La deteccin de la radiacin se consigue con un ordenamiento de detectores fijo, que contiene hasta 4000 elementos individuales. El haz de rayos X. tiene forma de abanico con caractersticas similares a los de la tercera generacin. Estas unidades pueden obtener imgenes en menos de un segundo, disponen de adecuacin variable del grosor de seccin mediante colimacin automtica de paciente y presenta la posibilidad de manipulacin de imgenes de los sistemas de imagen precedentes.El ordenamiento de detectores fijos se acompaa de una trayectoria constante del haz de radiacin desde la fuente hasta todos los detectores, pero permite que cada detector sea calibrado y su seal normalizada para cada tipo de imagen, tal y como era posible con los sistemas de segunda generacin. Los sistemas de imagen de cuarta generacin no suelen producir artefactos en anillo.La principal desventaja es la dosis que recibe el paciente, que es algo mayor que con otros sistemas de imagen. El coste de este sistema tambin puede ser algo mayor debido que contiene un gran nmero detectores y componentes electrnicos asociados.

Tomografa helicoidalCuando empieza el examen, el tubo de rayos X rota continuamente. Mientras el tubo de rayos X rota, la camilla mueve al paciente a travs del plano rotatorio de rayos X. El tubo de rayos X. es alimentado continuamente y se registran los datos tambin continuamente, con lo que resulta que se puede reconstruir un imagen en cualquier posicin del eje Z. a lo largo del paciente.

Tomografa helicoidal MULTICORTEEs similar a la tecnologa helicoidal con la diferencia que se obtiene con una variacin en la deteccin de la radiacin, teniendo ms lneas de detectores de recepcin.

Estas tecnologas se analizan ms adelante.

COMPONENTES DEL SISTEMAPodemos identificar tres componentes principales en los sistemas de imgenes TCEl Gantry y, el ordenador y la consola de trabajo; cada uno de estos componentes principales tiene varios subsistemas.Gantry (prtico):Este componente incluye el tubo de rayos X., el ordenamiento de detectores, el generador de alto voltaje, la mesa de soporte para el paciente y el soporte mecnico para cada uno de ellos. Estos subsistemas reciben rdenes electrnicas de la consola de trabajo y transmiten datos al ordenador para la produccin de imagen y el posprocesado.

Tubo de rayos X.: los tubos de rayos X. utilizados en la TC tienen requerimientos especiales. Aunque algunos funcionan con corriente relativamente bajas, para la mayora la potencia instantnea debe ser alta. La capacidad de calentamiento debe ser como mnimo de varios millones de unidades de calor y algunos tubos diseados especficamente para TC tienen una capacidad de 8 millones de unidades de calor.Los sistemas de imagen diseados para obtener imgenes de alta resolucin espacial incorporan tubos con una mancha focal pequea.Los tubos estn alimentados de forma distinta, dependiendo del diseo del sistema. Los sistemas de imagen de tercera generacin trabajan con un haz de rayos x que puede ser continuo o pulsado. Los haces de rayos X. continuos, con corrientes de hasta 400 mA, se generan durante toda la rotacin. Los haces de rayos X. pulsados, la corriente que alcanza hasta 1000 mA, se genera con pulsos de 1 a 5 ms de amplitud y tasas de repeticin de pulsos de 60Hz.

Ordenamiento de detectores:los primeros sistemas tenan un solo detector. Los sistema de imgenes modernos disponen de mltiples detectores en un orden numrico de hasta decenas de miles, que en general son de dos tipos: detectores de centelleo y detectores de gas.Detectores de centelleo: los primeros conjuntos de detectores de centelleo contenan cristales-fotomultiplicadores de centelleo ensamblados en un tubo. stos detectores no podan ser alineados muy cerca unos de otros y requeran una fuente de alimentacin para cada tubo fotomultiplicador. Por ello fueron reemplazados por ensamblajes de cristales-fotodiodo de centelleo. Los fotodiodos convierten la luz en seal electrnica. Son ms pequeos y ms baratos, no requieren una fuente de alimentacin y son tan eficientes como otros detectores de radiacin de TC.El yoduro sdico (NaI) fue el cristal utilizado los primeros sistemas de imagen. Fue rpidamente reemplazado por el germanato de bismuto y el yoduro de cesio (CsI). El tungstato de cadmio (CdWO4) y las cermicas especiales son los cristales de eleccin habitualmente.La concentracin de detectores es una caracterstica importante en un sistema de imagen de TC que afecta a la resolucin espacial del sistema. Los detectores de centelleo tienen una alta eficacia para la deteccin de los rayos X. Aproximadamente el 90% de los rayos X. incidentes en un detector son absorbidos y contribuyen a la seal emergente. Hoy en da es posible agrupar los detectores de modo que no quede espacio entre ellos. De este modo la eficiencia global de la deteccin es cerca del 90%.Detectores de gas: estn construidos con una cmara metlica grande con deflectores espaciados en intervalos de aproximadamente 1 mm. Los deflectores son como rejillas de lminas y dividen a la cmara mayor en muchas cmaras pequeas.Cada cmara pequea funciona como un detector de radiacin independiente. Todo el conjunto est hermticamente sellado y relleno a presin con un gas inerte de elevado nmero atmico, como el xenn o una mezcla de xenn y criptn. La ionizacin del gas en cada cmara es proporcional a la radiacin incidente de la cmara.La eficiencia la deteccin intrnseca de un detector de gas slo es de aproximadamente 45%, aunque el espacio entre detectores puede ser tan reducido que muy poca de la superficie del conjunto de detectores no sea utilizada. De todas maneras la utilizacin de detectores de gas contribuye a aumentar la dosis que recibe el paciente y ha producido el abandono de la utilizacin de la matriz de detector cargado con gas.

Colimacin:Una colimacin adecuada reduce la dosis en el paciente restringiendo el volumen tisular irradiado. Ms importante es el realce en el contraste de la imagen mediante la reduccin de la relacin dispersa. En los sistemas de imgenes de TC hay habitualmente dos colimadores:Colimador prepaciente: se montan en el tubo de rayos X. o adyacente a el. Este colimador limita el rea del paciente que intercepta el haz til, y por lo tanto determina la dosis para el paciente. Habitualmente consta de varias secciones de forma que el resultado es un haz de radiacin casi paralelo.El colimador pre detector restringe el haz de rayos X. vistos desde el conjunto de detectores. Este colimador reduce la relacin dispersa incidente en el conjunto de detectores y, cuando est adecuadamente emparejado con el colimador pre paciente, define el grosor de seccin, tambin llamado perfil de sensibilidad. El colimador pre detector reduce la relacin dispersa que llega el conjunto de detectores y por lo tanto mejora de contraste de la imagen.

Generador de alto voltaje: todos los sistemas de imagen de TC trabajan con fuentes de alta frecuencia. Esto acopla las velocidades ms altas del rotor del tubo de rayos X. y las ondas de energa instantneas caractersticas de los sistemas pulsados. La mayora de los fabricantes reducen el espacio instalando el generador de alto voltaje en la rueda giratoria del gantry.Posicionamiento del paciente y mesa de soporte: adems de acomodar confortablemente al paciente, la mesa debe estar construida con un material de bajo Z como la fibra de carbn, de forma que no interfiera en la transmisin de las de rayos X. ni con la imagen del paciente. Debe moverse suavemente con precisin para permitir un adecuado posicionamiento del paciente. Esto es particularmente importante durante la TC helicoidal.Cuando el posicionamiento de la mesa del paciente no es exacto, el mismo tejido puede ser explorado dos veces, doblando la dosis o perdindola al mismo tiempo. La mesa del paciente debe ser capaz de recolocarse ordenadamente de forma que el operador no tenga que entrar en la sala de las exploraciones para cada imagen. Esta caracterstica reduce el tiempo de exploracin requerido para cada paciente.

OrdenadorEl ordenador es un subsistema nico en el sistema de imagen de TC. Dependiendo del formato de la imagen, deben ser resueltas simultneamente hasta 250.000 ecuaciones; por ello se requiere una gran capacidad de computacin.El microprocesador y la memoria primaria estn en el corazn del ordenador utilizado en TC. stos determinan el tiempo de reconstruccin (tiempo entre el final de la adquisicin y la aparicin de una imagen). Hoy da son frecuentes tiempo de reconstruccin subsegundo. La eficiencia de un examen esta influenciada en gran manera por el tiempo reconstruccin, especialmente cuando se obtiene un gran nmero de imgenes.Muchos sistemas utilizan un conjunto de procesadores en lugar de un microprocesador para la reconstruccin de la imagen. Este conjunto realizan muchos clculos simultneamente y por ello es significativamente ms rpido que el microprocesador.

Consola de trabajoLos sistemas de imagen de TC pueden estar equipados con dos o tres consolas. Una consola utiliza el tcnico radilogo para trabajar en el sistema. Otra consola puede estar disponible para que el tcnico realice el pos procesado de la imagen para fotografiar y clasificar. Una tercera consola puede estar disponible para que el mdico vea las imgenes y manipule el contraste de la imagen, el tamao y la apariencia visual general.La consola de trabajo contiene contadores y controles para seleccionar adecuadamente los factores tcnicos de la imagen, el movimiento mecnico del gantry y de la mesa del paciente, y los mandos del ordenador, permitiendo la reconstruccin de la imagen y la transmisin. La consola de visualizacin del mdico acepta las imgenes reconstruidas de la consola de trabajo y la muestra para su visualizacin y diagnstico.Habitualmente se trabaja por encima de los 120 kVp. El miliamperaje generalmente es de 100 mA si el haz de rayos X. es continuo y de varios cientos de miliamperios si se trata de un haz pulsado. Estos factores tcnicos se controlan desde una consola de trabajo al igual que el espesor de la seccin tisular a explorar que tambin se puede ajustar. Los espesores nominales van de 1 a 10 mm, aunque algunas unidades proporcionas espesores de seccin hasta 0,5 mm de estudios de alta resolucin.La consola de trabajo tiene habitualmente dos monitores. Una le permite al operador anotar los datos de paciente en la imagen (identificacin, nombre, edad, sexo), y proporcionar identificacin para cada imagen (nmero, tcnica, posicin de la mesa). El segundo monitor le permite ver al operador la imagen resultante antes de transferirla a una placa radiogrfica o a la consola de visualizacin del mdico.La consola de visualizacin del mdico funciona como un ordenador independiente. Esta consola permite al mdico recuperar cualquier imagen previa y manipularla para optimizar la informacin diagnstica. Los controles permiten manipular los ajuste de brillo y contraste, las tcnicas de magnificacin, la visualizacin de reas de inters (ROI, region of interest) y el empleo en lnea de programas de ordenador.El software del ordenador puede incluir programas para generar cuadros de nmero TC a lo largo de cualquier eje preseleccionado, clculo de media y desviacin estndar de valores TC en una ROI, tcnica de sustraccin, y anlisis cuantitativo volumtrico y en plano. La reconstruccin imagen en los planos coronal, sagital y oblicuo tambin son posibles.Almacenamiento de las imgenes: hay muchas formas tiles para el almacenamiento de imgenes. Los sistemas de imagen de TC almacenan las imgenes actuales en discos en cintas magnticas. Los discos duros extrable tambin se suelen utilizar.Para su clasificacin y posterior visualizacin, algunas veces las imgenes de TC se graban en placas en cmaras lser. Habitualmente utilizan placas de 14 17 pulgadas, tipo en incluir una, dos, 4,6 o 12 imgenes por placa.

CARACTERSTICAS DE LA IMAGENLa imagen obtenida en la TC es distinta de la obtenida una radiografa convencional. En la radiografa, los rayos X. forman una imagen en el receptor de imagen (la placa). Con los sistemas de imgenes de TC, los rayos X. forman una imagen que se almacena de forma electrnica y que se muestra como una matriz de intensidades.Los equipos actuales de TC incorporan detectores de estado slido. Estos detectores ofrecen una mejor eficiencia de deteccin en comparacin con los de gas a presin utilizados anteriormente, generalmente cmaras de ionizacin con gas xenn. En los detectores de estado slido casi todos los fotones que llegan son absorbidos. Su eficiencia de deteccin es prcticamente del 100%, mientras que en los detectores de gas era slo del 70%. Los detectores de estado slido utilizados son generalmente de centelleo con fotodiodos adosados en la parte posterior del detector para convertir la luz en una seal elctrica. Delante del detector hay una rejilla antidifusora que por lo general consta de peque- as lminas de material muy absorbente (wolframio,En resumen, con filas de 800-1000 elementos detectores a lo largo del arco detector se obtiene cobertura suficiente del FOV axial con una buena resolucin espacial. La introduccin de filas mltiples de detectores en los equipos ha sido decisiva para mejorar la cobertura longitudinal. En 1998 se introdujeron escneres con 4 filas de detectores activos, que aumentaron a 16 filas de detectores activos en 2001, y a 64 filas de detectores activos en 2004. En 2007 se introdujo un escner de TC con 320 filas de detectores activos (Toshiba, Aquilion ONE). Como es lgico, con la mejora de la cobertura longitudinal del sistema detector las exploraciones se efectan en menos tiempo y se puede reconstruir en secciones ms delgadas. En la fig. 4 se muestra la evolucin de la cobertura de los equipos multidetector con el aumento de las filas activas disponibles. El salto de la adquisicin con un escner de una nica fila de detectores y espesor tpico de 5 mm a equipos con 4 filas de detectores activos permiti obtener una mejora sustancial de la resolucin longitudinal, lo que se utiliz ventajosamente en la prctica clnica para obtener visualizaciones 3D de la imagen escaneada. Los escneres con 4 filas de detectores activos permitieron tambin mejorar la cobertura longitudinal. Esto facilit la reduccin de los tiempos de adquisicin, aunque sin el beneficio de la mejora en resolucin longitudinal. Los equipos con 16 64 filas de detectores activos permitieron la adquisicin con configuraciones de, por ejemplo, 16 x 0,5 = 8 mm y 64 x 0,5 = 32 mm. Estos escneres proporcionan una excelente resolucin espacial longitudinal, reconstrucciones 3D de alta calidad, con reduccin apreciable de los tiempos de exploracin. Los escneres de TC multidetector con un mximo de 64 filas de detectores activos no ofrecen cobertura de rganos completos, por lo que, para cubrir el rango establecido, la exploracin consiste generalmente en una adquisicin helicoidal con mltiples rotaciones. Con los equipos de TC multidetector de 320 filas, con una cobertura de 160 mm, es suficiente una nica rotacin para cubrir ciertos rganos como el cerebro o el corazn.Signo de la silueta.Si dos estructuras tienen la misma densidad y estn en contacto, sus contornos se borran y se forma una nica silueta. Por lo que cualquier opacidad en contacto con el borde cardaco, artico o diafragmtico borrarn estos bordes creando la silueta. Cuando veas el borramiento de cualquier borde cardaco, es decir, que tengas un signo de la silueta positivo, principalmente ser en pacientes con focos neumnicos activos u otra lesin alveolar extensa. En casos graves de derrame pleural tambin se puede observar.

Figura 22-3. Imagen radiogrfica de los vasos pulmonares. En el pulmn normal los vasos llenos de sangre dan una imagen por contraste con el contenido areo de los alvolos. Si el parnquima est condensado los vasos dejan de verse por falta de contraste.Este mismo mecanismo explica el llamado signo de la silueta: cuando a una estructura que normalmente da origen a una silueta de borde preciso se le adosa otra de similar densidad, desaparece el borde y, con l, la silueta. As, una condensacin del lbulo medio en contacto con el borde derecho del corazn borra la silueta de ste

SEGMENTACION PULMONAR

Escala hounsfieldLa atenuacin que sufre un haz de rayos X cuando atraviesa los tejidos era un fenmeno fsico ya conocido en Radiologa, pero al que no se haba encontrado utilidad prctica hasta la aparicin del EMI-ESCANNER. ElCOEFICIENTE DE ATENUACIN, como magnitud fsica se considera una de las grandes aportaciones de Godfrey NewboldHOUNSFIELDal Diagnstico Radiolgico. Desde el prototipo hasta los modelos actuales, todos los escneres deTomografa Computarizadason capaces de medir y expresar en cifras exactas el grado de atenuacin que producen los tejidos corporales de una persona sobre el haz de rayos X cuandorealizaun barrido circular en el transcurso de cualquier exploracin. Es un parmetro especfico y exclusivo de los aparatos de Tomografa Computarizada.

El grado de atenuacin, formulado enUNIDADES HOUNSFIELD(UH)en honor a su descubridor, expresa de forma numrica, por cada centmetro y para cada tejido que atraviesa, la atenuacin en la intensidad que experimenta el haz de rayos, desde que sale por la ranura del tubo hasta que llega atenuado a la bandeja de los detectores que se dispone en el polo opuesto.

Siguiendo las directrices marcadas por las investigacionespreviasde Cormack, Hounsfield comenz a medir desde diversos puntos, la atenuacin que se produca en la intensidad de un haz de rayos rotatorio cuando ste atravesaba los rganos que componen el cuerpo humano. Segnlas cifrasque iba midiendo en cada proyeccin, elabor una escala comparativa donde fue ordenando todos los tejidos segn su mayor o menor capacidad de atenuacin y les fue asignando un nmero, uncoeficiente de atenuacin. Los ms densos, como los huesos absorban ms cantidad de rayos y por ese motivo tenan un coeficiente de atenuacin elevado en la escala elaborada por Hounsfield. En cambio los rganos poco densos como los pulmones eran atravesados fcilmente por los rayos porque sucoeficiente de atenuacin era muy bajo.

Para elaboraresta escala tom como referencia la atenuacin que produca el agua sobre un haz de rayos y le atribuy el valor cero (0 UH). Esta medida iba a servir de referencia para calcular todos los dems coeficientes. Posteriormente midi la atenuacin del hueso compacto cortical al que adjudic mil unidades positivas (+1000 UH), porque era el tejido ms denso y los minerales que contiene tienen una gran capacidad de absorcin de los rayos X.

En el polo opuesto coloc el aire de los senos paranasales y de los pulmones, con unas cifras de mil unidades negativas (1000 UH) porque la atenuacin del haz de rayos x cuando atravesaba el aire de los pulmones era muy baja. Entre ambos extremos fue ordenando, de mayor a menor, la atenuacin producida en otros tejidos y rganos que tienen gran importancia en la composicin de los seres humanos. Por el lado de los valores negativos adjudic una serie de cifras intermedias de (50 a 100 UH) para la grasa subcutnea o retroperitoneal. En cambio por la parte de la escala positiva obtuvo (+30 a +35 UH) para el parnquima cerebral y cifras un poco ms elevadas para las vsceras slidas como el hgado o el bazo (+45 a +50 UH). Tambin midi el coeficiente de los hematomas agudos a los que atribuy unos valores de (+55 a +75 UH).Recientemente los aparatos modernos han aumentado lascifras del coeficiente de atenuacinhasta (+ 4096 UH) que se obtienen al medirla densidadde algunos metales que se utilizan como suturas quirrgicas o prtesis osteoarticulares. En la luz de las arterias, rellenas de contraste yodado cuando se realiza una angio-TC, tambin sedetectan unos valores de atenuacin muy variables que dependen de la dosis inyectada, de la concentracin y del rgano donde se calculan las medidas. Por eso las cifras pueden oscilar entre (+100 a +250 UH).En los siguientes apartados se exponen los coeficientes de atenuacin ms importantes, desde el punto de vista diagnstico, de aquellos tejidos y elementos que se pueden encontrar en el cuerpo humano durante una exploracin de Tomografa Computarizada.Para empezar elADNes una de lasclulas, sino laclulams importante de nuestro cuerpo ya que es la que nos da nuestra individualidad y rasgos faciales pre definidos por el nmero decromosomasy el modo en el que estn acomodados.Este descubrimiento es uno de los logros ms importantes dela cienciaen lahistoriade la humanidad.La molcula de ADN fue descubierta por Friedrich Miescher en 1869, quien la encontr al inspeccionar el esperma de salmn y el pus de heridas abiertas.Ya que la encontr solamente en los ncleos lo llam Nuclena.Despus recibi el nombre de cido nucledo y por ltimo se le denomino cido Desoxirribonucleico (ADN).

Qu es el ADNEl cido desoxirribonucleico, o como tambin llamadoADN, es uncido nucledoque contiene las instruccionesgenticas usadas en eldesarrolloy funcionamiento de losorganismos vivos, adems de ser el responsable la transmisin hereditaria.El trabajode la molcula de ADN es elalmacenamientoa largo plazo deinformacinhereditaria. En esta molcula se concentran todo lo necesario para el desarrollo de cada uno de nosotros y dems organismos vivos.Esta podra ser la ms importante de nuestras molculas ya que como lo hemos mencionado anteriormente contiene nuestra informacin hereditaria que se utilizara a lo largo de nuestra vida.Descubrimiento del ADNDurante el ao de 1869 el bilogo suizo Johann Friedrich Miescher, utilizoalcoholcaliente y luego una pepsina enzimtica, la cual separa la membrana celular y el citoplasma dela clula, lo que se quera lograr era aislar el ncleo de la clula.Esteprocesose levo a cabo con los ncleos de las clulas obtenidas del pus de vendajes quirrgicos desechados y del esperma de salmn,sometindolos a estosmaterialesy a unafuerzacentrifuga para aislar a los ncleos y luego realizo unanlisisqumico a los ncleos.

(Johann Friedrich Miescher)De esta forma Miescher identifico a un nuevogrupode substancias celulares a las que denomino nuclenas.Observo la presencia de fsforo,despus Richard Altmann los identifico comocidosy les dio el nombre de cidos nucleicos.En 1914 Robert Feulgen describi unmtodopara revelar el ADN, basado en el colorante fucsina.En el transcurso de los aos 20, el bioqumico P.A. Levene realizo un analicis a los componentes del ADN y encontr que contenacuatro bases nitrogenadas: citosina y timina, adenina y guanina;azcardesoxirribosa; yfosfato. Tambinsealo que se encontraban unidas en un orden definido el cual es: fosfato-azcar-base, formando lo que llamo nucletido. Levene tambin expuso que los nucletidos se encontraban unidos por los fosfatos formando el ADN.James Watson y Francis CrickEllos descubrieron la forma que del ADN al interior de la clula: una hlice doble, que le permite replicarse y traspasar informacin de una generacin a otra.Este descubrimiento fue el punto de partida para el estudio del genoma. Desde aquella fecha hasta hoy han pasado 50 aos, y los avances de laGenticahan sido enormes.Estructura del ADNCadaADNestconstruido por dos cadenas formadas por un gran nmero de compuestos qumicos llamados nucletidos. Estos forman cadenas similares a una escalera retorcida a la que se le llama doble hlice. Cada nucletido est formado por tres compuestos: una molcula de azcar llamada desoxirribosa, un grupo fosfato y uno de los 4 compuestos nitrogenados a los que se la llama bases: adenina (A), guanina (G), timina (T) y citosina (C).La siguienteimagenilustra laestructura:

(Modelode doble hlice)El mecanismo es el siguiente, si en el rengln superior hay una A en el inferior pone una T y si hay una C en el de abajo pone una G, lo que se escribe en la parte superior determina lo que se escribir en la parte inferior.Cada una de esas letras, forman pares, cada una con su complementaria, esto es, la A con la T y la C solo con la G solamente y se dice que el ADN esta ensamblado con esos dos renglones que son complementarios.