Historia de la tomografía computarizada

Para resolver de forma fiable el problema del paso de rayos X a través de un plano en varios ángulos, fue necesario formular una ecuación integral que tuviera en cuenta la geometría del montaje. Dadas las integrales de línea de una función${\displaystyle f(x,y)}$a lo largo de múltiples líneas dentro del${\displaystyle xy}$-plano, el objetivo era reconstruir la función original${\displaystyle f(x,y)}$Este tipo de problema fue resuelto por Johann Radon en 1917, quien trabajó en transformadas integrales sin tener en mente una aplicación práctica específica. ^{[ 4 ]} Se convirtió en el epónimo de la transformada de Radon y también proporcionó su solución inversa, necesaria para la reconstrucción de imágenes.

En 1957, los científicos soviéticos Semyon I. Tetelbaum y Boris I. Korenblum fueron los primeros en proponer la reconstrucción del coeficiente de atenuación lineal μ en una sección transversal utilizando radiografías angulares. ^{[ 6 ] [ 5 ]} En su artículo О методе получения объемных изображений при помощи рентгеновского излучения ("Acerca de un método de obtención de imágenes volumétricas mediante radiación de rayos X") ^{[ 6 ]} formularon la ecuación integral subyacente y propuso una solución, sin conocer el trabajo anterior de Radon. Como implementación práctica, también propusieron una configuración de haz en abanico colimado, en la que se registraba una línea estrecha en la película mientras la rotación de la muestra se sincronizaba con el movimiento ortogonal de la película con respecto al plano de imagen, registrando lo que hoy se conoce como sinograma directamente en la película. ^{[ 6 ] [ 5 ]} Además, describieron un dispositivo de computación analógica, que utilizaba hardware disponible en la década de 1950, capaz de realizar la reconstrucción y mostrar los resultados en una pantalla de TV. ^{[ 5 ]} Estimaron que una matriz de 100 × 100 píxeles podría reconstruirse en cinco minutos utilizando un dispositivo de computación analógica con un ancho de banda de frecuencia de hasta 1  MHz.

En su artículo, Tetelbaum también propuso realizar escaneos utilizando diferentes rangos de longitud de onda (es decir, espectros de diferentes energías) y aprovechar la dependencia de μ con la energía para obtener una "imagen en color, que podría proporcionar, por ejemplo, en medicina, posibilidades diagnósticas adicionales". ^{[ 6 ]} Según su artículo de 1958, un dispositivo de este tipo estaba en construcción en su laboratorio del Instituto Politécnico de Kiev . ^{[ 5 ]} Sin embargo, no se publicaron resultados experimentales después de 1958, probablemente debido a la muerte inesperada de Tetelbaum en noviembre de ese año. Dado que sus artículos fueron escritos en ruso y publicados en revistas científicas soviéticas, permanecieron en gran medida desconocidos en Occidente.

Mientras tanto, Allan M. Cormack , un físico sudafricano que trabaja en el Departamento de Radiología de la Universidad de Ciudad del Cabo , también estaba interesado en obtener secciones transversales del coeficiente de absorción del cuerpo para optimizar los tratamientos de radioterapia . Describió su motivación de la siguiente manera:

Mientras trabajaba en el Departamento de Radiología, no pude evitar fijarme en la forma en que se planificaban los tratamientos de radioterapia con rayos X. Me horrorizó lo que vi, aunque era de la mejor calidad del mundo, porque toda la planificación se basaba en la absorción de la radiación por materia homogénea similar al tejido humano, sin tener en cuenta las diferencias de absorción entre, por ejemplo, el hueso, el músculo y el tejido pulmonar. Me di cuenta de que lo que se necesitaba era un conjunto de mapas del coeficiente de absorción para muchas secciones del cuerpo antes de poder planificar los tratamientos con mayor precisión. Se me ocurrió que estos mapas podrían ser interesantes en sí mismos, pero no tenía ni idea de lo interesantes que resultarían ser. ^{[ 7 ]}

Formuló la ecuación integral subyacente y buscó sus soluciones en la literatura matemática. Sin embargo, al no encontrar ninguna referencia al trabajo de Radon, resolvió el problema de forma independiente y diseñó un experimento para validar su enfoque tomográfico. El montaje utilizó un colimador${\displaystyle ^{60}\mathrm {Co} }$Fuente de rayos gamma y un contador Geiger , con la fuente y el detector moviéndose linealmente y escaneando la muestra con un haz puntual. Para simplificar, eligió una muestra que consistía en un cilindro de aluminio, rodeado por un anillo de madera, dispuesto simétricamente alrededor del centro de rotación. Debido a esta simetría puntual, el patrón de intensidad registrado permaneció idéntico en todos los ángulos, lo que hizo suficiente adquirir datos de un solo ángulo para determinar el coeficiente de atenuación lineal dentro de un plano de la muestra. Los resultados demostraron una buena concordancia entre los datos adquiridos experimentalmente y los cálculos teóricos. Publicó sus resultados en dos artículos en 1963 ^{[ 8 ]} y 1964, ^{[ 9 ]} pero no recibió comentarios y decidió no continuar con el proyecto hasta que conoció el trabajo de Hounsfield en 1972.

A finales de la década de 1960, el ingeniero eléctrico británico Godfrey N. Hounsfield , empleado de EMI y líder del desarrollo del primer ordenador totalmente transistorizado disponible comercialmente en Gran Bretaña ( EMIDEC 1100 ), comenzó a explorar aspectos del reconocimiento de patrones . Dado que EMI casi había duplicado sus beneficios gracias a las ventas de discos de The Beatles , empezó a invertir una cantidad considerable de dinero en financiar ideas de investigación audaces e innovadoras. En 1967, Hounsfield tuvo la oportunidad de trabajar en su propio proyecto y propuso abordar el problema tomográfico, inspirándose en su investigación previa sobre radar . En lugar de detectar patrones en la periferia mediante radar, se preguntó si sería posible detectar objetos dentro de una estructura enviando haces a través de ella desde diferentes ángulos. ^{[ 10 ]}

Con financiación adicional del Departamento de Salud y Seguridad Social del Gobierno del Reino Unido, Hounsfield comenzó a desarrollar un escáner de haz de lápiz similar al de Cormack, utilizando una fuente de rayos gamma de americio. Las primeras mediciones exitosas en muestras como botellas, frascos llenos de agua y piezas de metal y plástico tardaron hasta nueve días en completarse, adquiriendo 28.000 puntos de datos, que luego requirieron más de dos horas para procesarse en una computadora de alta velocidad. ^{[ 10 ]} A diferencia de sus predecesores, Hounsfield tenía acceso a una potencia de cálculo significativa y aplicó una técnica de reconstrucción algebraica , utilizando el método de Kaczmarz del álgebra numérica. Animado por los resultados prometedores, justificó la inversión en un tubo de rayos X, un generador y detectores de cristal más sensibles, lo que pronto permitió una reducción significativa en el tiempo de medición. En 1968, se obtuvieron los primeros escaneos prometedores de muestras de cerebro bovino , donde la materia blanca y la gris pudieron diferenciarse claramente. ^{[ 10 ]} En el mismo año, se le concedió a Hounsfield la patente británica n.º 1283915 para "Un método y aparato para el examen de un cuerpo mediante radiación, como la radiación X o gamma" ^{[ 11 ]} .

Al contactar con radiólogos de los principales hospitales, Hounsfield se topó con una indiferencia generalizada, y sus propuestas a menudo se descartaban por inviables o de escaso valor práctico. Sin embargo, encontró un colaborador clave en James Ambrose, neurorradiólogo del Hospital Atkinson Morley de Londres, tras convencerlo con una impresionante imagen de una muestra cerebral con un tumor, proporcionada por Ambrose para una prueba. Durante el año siguiente, Hounsfield adaptó su escáner para su aplicación clínica in vivo , diseñándolo para mantener la cabeza del paciente inmóvil mientras un pórtico giratorio movía la fuente de rayos X y el detector a su alrededor. El escáner se instaló en el Hospital Atkinson Morley, y el 1 de octubre de 1971 se examinó con éxito a la primera paciente: una mujer con sospecha de tumor cerebral. En las semanas siguientes, diagnosticaron con éxito enfermedades cerebrales en varios pacientes, lo que facilitó la planificación quirúrgica. Cuando Ambrose presentó estas imágenes revolucionarias en el Congreso Anual del Instituto Británico de Radiología en 1972, los participantes quedaron atónitos. La nitidez de las tomografías cerebrales, que revelaron lesiones, tumores y hemorragias, disipó cualquier escepticismo y marcó el comienzo de una nueva era en la radiología.

Hounsfield describió el método, el diseño del escáner y su funcionamiento en su trascendental artículo de 1973, ^{[ 12 ]} donde también introdujo las unidades de radiodensidad a las que se calibraban las imágenes reconstruidas. Posteriormente, se estableció la escala Hounsfield , que define el agua como 0 HU y el aire como -1000 HU. Por la introducción de la tomografía computarizada, el Premio Nobel de Fisiología o Medicina fue otorgado conjuntamente a Allan M. Cormack y Godfrey N. Hounsfield en 1979. El Comité Nobel declaró en su anuncio: «No es exagerado afirmar que ningún otro método dentro del diagnóstico por rayos X en un período de tiempo tan corto ha dado lugar a avances tan notables en la investigación y en una multitud de aplicaciones». ^{[ 13 ]}

En los escáneres CT de primera generación, como el diseño EMI Mark I de Hounsfield , el tubo de rayos X, que normalmente funcionaba a 120 kVp y 32 mA, emitía un haz estrecho dirigido a un detector de dos elementos (que adquiría dos  cortes de 13 mm simultáneamente), el cual consistía en centelleadores de yoduro de sodio (NaI) acoplados a tubos fotomultiplicadores . ^{[ 13 ]} Tanto el tubo como el detector se movían linealmente a través del paciente con un ángulo de gantry fijo. Después de cada recorrido, durante el cual se recopilaban 160 puntos de datos (dos filas de 80 mediciones a intervalos de 1,5 mm), el sistema giraba 1° alrededor del centro del orificio y repetía el proceso, adquiriendo finalmente 180 proyecciones en cinco minutos. El detector requería calibración de ganancia y desplazamiento al comienzo de cada pasada lineal. ^{[ 13 ]} 

La cabeza del paciente estaba encerrada en una funda de goma gruesa dentro de una caja llena de agua. Esta "bolsa de agua" adaptaba el rango dinámico de la señal de rayos X, minimizaba los efectos de endurecimiento del haz y proporcionaba un punto de referencia constante para la calibración de los números CT y un punto de partida para la reconstrucción iterativa de la imagen. ^{[ 13 ]} Los 28 800 puntos de datos recopilados para dos cortes se almacenaron en discos magnéticos.

El escáner EMI estaba equipado con una minicomputadora Data General Nova 820 con 32 KB de memoria y un disco duro de doble cara de 2,5 MB . Las imágenes reconstruidas tenían una matriz de 80 × 80 píxeles y un rango dinámico de –500 a +500, con el agua definida como 0. Se disponía de tres tipos de salida de imagen: una impresión numérica de los valores reconstruidos, una visualización digital en escala de grises con 10 niveles de intensidad (con ventana ajustable) y una fotografía Polaroid de la pantalla. Un examen típico del paciente se programaba para 60 a 120 minutos e incluía de 8 a 12 imágenes de 13  mm de espesor de corte capturadas mediante Polaroid. ^{[ 13 ]}

Los dispositivos de esta generación eran principalmente escáneres craneales dedicados , diseñados exclusivamente para obtener imágenes de la cabeza. En 1974, Robert Ledley desarrolló el primer escáner de TC de cuerpo entero en el Centro Médico de la Universidad de Georgetown en Washington, DC: el escáner axial transversal computarizado automático (ACTA). Si bien conceptualmente similar al EMI Mark I , el escáner ACTA ofrecía un campo de visión axial más grande de 48  cm y producía imágenes con una matriz de 160 × 160 píxeles. ^{[ 15 ]} Obtener imágenes de partes del cuerpo distintas de la cabeza presentaba desafíos particulares debido a los artefactos de movimiento causados ​​por la respiración y los latidos del corazón. Para abordar este problema, fue necesario reducir significativamente el tiempo de escaneo.

Entre las empresas que ofrecieron escáneres de TC de primera generación se incluyen EMI ( Mark 1 , 1972), DISCO ( ACTA 0100 , posteriormente vendida a Pfizer ), Siemens ( Siretom , 1974), GE ( CT-N ), NS ( Neuroscan CT/N ), Ohio Nuclear/ Technicare ( Delta 25, Delta 50 ) y CGR (Compagnie générale de radiologie, Densitome ). ^{[ 13 ]}

Para lograr velocidades de escaneo más rápidas, el haz de rayos X estrecho, con forma de lápiz, se expandió en un haz en forma de abanico y se combinó con múltiples detectores, a menudo más de diez. Esta configuración permitió que el sistema muestreara el objeto a lo largo de varias líneas simultáneamente, reduciendo significativamente el número de rotaciones necesarias para la reconstrucción de la imagen, aunque se siguió empleando el protocolo de traslación-rotación. Por ejemplo, la serie CT 5000 de segunda generación de EMI , introducida en 1975, contaba con 30 detectores que abarcaban más de 10°, lo que redujo el tiempo de escaneo a solo 20 segundos por corte, lo suficientemente rápido como para obtener imágenes de ciertas partes del cuerpo durante una sola apnea. ^{[ 13 ]}

El mercado, en rápido crecimiento, pronto atrajo a serios competidores a EMI, entre ellos Siemens, Hitachi, GE y varios fabricantes más pequeños, muchos de los cuales introdujeron escáneres de primera y segunda generación. Si bien algunos de los participantes más pequeños aportaron diseños innovadores, a menudo tuvieron dificultades para producir grandes cantidades de sistemas fiables. Un recién llegado destacado fue Ohio Nuclear (más tarde Technicare ), que lanzó su exitosa serie Delta Scan . Este sistema ofrecía una matriz de imagen de 256 × 256, un tiempo de escaneo de dos minutos y un software avanzado y fácil de usar. La demanda fue tan fuerte que, en la conferencia RSNA de 1975 , los clientes depositaron 50 000 dólares solo para reservar un lugar en la cola de entrega. ^{[ 13 ]}

Si bien los sistemas de segunda generación ofrecieron mejoras sustanciales en la velocidad de escaneo, el método de traslación-rotación aún imponía un límite inferior de aproximadamente 20 segundos por corte. Para muchas aplicaciones clínicas, era necesario un escaneo aún más rápido, lo que impulsó la eliminación total del movimiento de traslación.

El uso de un haz en abanico amplio para iluminar todo el campo de visión fue un avance lógico, concebido por primera vez por Tetelbaum y Korenblum en 1958 ^{[ 5 ]} y posteriormente por Hounsfield en su propuesta inicial de proyecto en EMI en 1968 ^{[ 13 ]} , así como en sus patentes. Para adaptarse a esta configuración, se dispuso una matriz de detectores más grande en un arco curvo a lo largo del pórtico, lo que le permitió capturar todo el ancho del haz en abanico. Como resultado, ya no era necesario un movimiento de traslación para obtener una proyección completa, dando lugar al sistema de "rotación-rotación", en el que tanto el tubo de rayos X como la matriz de detectores giran alrededor del paciente.

En 1973, David Chesler, científico del Hospital General de Massachusetts que había realizado trabajos pioneros en tomografía por emisión de positrones (PET), obtuvo financiación de los Institutos Nacionales de la Salud (NIH) para desarrollar un escáner de TC corporal con un diseño de haz en abanico. Su sistema buscaba un tiempo de exploración de 5 segundos e incluía reconstrucción por retroproyección filtrada, un filtro de pajarita para reducir los artefactos de endurecimiento del haz y alineación de cuarto de desplazamiento para minimizar el aliasing. ^{[ 13 ]} Los diseños de detectores compactos basados ​​en cámaras de ionización de xenón fueron fundamentales para el avance de los escáneres de TC de tercera generación.

Impulsados ​​por la urgente necesidad de realizar tomografías computarizadas (TC) más rápidas, los Institutos Nacionales de Salud (NIH) y el Instituto Nacional del Cáncer (NCI) ofrecieron un premio de un millón de dólares a la propuesta más prometedora para desarrollar un escáner de TC de cuerpo completo de alta velocidad a finales de 1974. Esto generó una intensa competencia y propició la formación de varias colaboraciones entre instituciones académicas e industria. Los fabricantes participantes elaboraron ambiciosas estrategias de I+D, que debían presentar junto con sus propuestas. ^{[ 13 ]}

El trabajo pionero en el desarrollo de detectores fue realizado por Douglas P. Boyd ^{[ 17 ]} en la Universidad de Stanford, así como por NR Whetten y JM Houston ^{[ 16 ]} en GE. En estos sistemas, el gas xenón se comprimía dentro de cámaras a presiones de 20 a 30 atmósferas. Las cámaras contenían electrodos de polarización y señal diseñados para recolectar electrones generados por eventos de ionización de xenón resultantes de la absorción de rayos X. Con profundidades de celda de varios centímetros, estos detectores lograron eficiencias cuánticas de detección de alrededor del 50 % para los espectros de rayos X utilizados. ^{[ 13 ]} También demostraron una estabilidad y linealidad superiores en comparación con tecnologías anteriores, y los electrodos servían simultáneamente como rejillas antidifusión. La mayoría de los sistemas de TC de tercera generación adoptaron cámaras de ionización de xenón en combinación con fuentes de rayos X pulsados, lo que ayudó a reducir el desenfoque por movimiento y ofreció un mejor control sobre la dosis de radiación. ^{[ 13 ]}

Un ejemplo notable es el sistema de TC V360-3 presentado por Varian Associates en 1976. Contaba con una cámara de ionización de 301 canales, una fuente de rayos X pulsada y un pórtico de rotación continua habilitado por la tecnología de anillos deslizantes inicial, lo que permitía un tiempo de exploración de solo 3 segundos por corte. ^{[ 13 ]} Siemens introdujo un concepto de detector alternativo en su sistema Somatom de 1977 , que presentaba una matriz de centelleadores de yoduro de cesio (CsI) acoplados a fotodiodos y un tiempo de rotación de 4 segundos. ^{[ 13 ]} Las innovaciones notables incluían un tubo de rayos X de alta capacidad térmica y una reconstrucción de imagen rápida, con retroproyección filtrada iniciada durante la propia exploración.

Si bien los sistemas de tercera generación aportaron mejoras significativas en la velocidad de escaneo, también introdujeron nuevos desafíos, sobre todo, los artefactos en forma de anillo. Estos surgieron de desviaciones de calibración en los canales individuales del detector durante el escaneo, ya que la calibración solo podía realizarse antes o después de la obtención de imágenes, cuando el paciente no se encontraba en el haz. Otro problema fueron los artefactos de aliasing, causados ​​por la falta de diafonía entre los canales del detector. Estos ocurrían cuando las proyecciones contenían características periódicas en o por debajo del límite de muestreo espacial definido por la frecuencia de Nyquist del conjunto de detectores. ^{[ 13 ]}

Una de las cuestiones centrales de la época era si estos problemas podían resolverse mediante avances tecnológicos dentro de la arquitectura de rotación-rotación, o si se requeriría un enfoque de escaneo alternativo. Si bien ya se estaban desarrollando diseños alternativos a finales de la década de 1970 y ganaron terreno en las décadas de 1980 y 1990, el concepto de tercera generación finalmente volvió a predominar y sigue siendo la base del diseño de los escáneres de tomografía computarizada modernos en la actualidad.

Entre los fabricantes más destacados de sistemas de tomografía computarizada de tercera generación se encontraban GE, Siemens, Varian, Searle, CGR, Artronix, Elscint, Philips, Toshiba, Hitachi, Shimadzu y otros.

Paralelamente al desarrollo de los sistemas de tomografía computarizada de tercera generación, se exploraron enfoques alternativos para reducir la complejidad mecánica y evitar las piezas móviles. En concreto, se estudiaron diseños con detectores estáticos que abarcaban toda la circunferencia del pórtico. En estos sistemas, solo giraba la fuente de rayos X, dando lugar a la arquitectura conocida como rotacional-estática o de cuarta generación.

Uno de los pioneros más destacados de este enfoque fue Sadek Hilal, del Centro Médico Columbia-Presbyterian , quien ganó la licitación de 1974 del NIH/NCI , recibiendo una subvención de 1 millón de dólares para desarrollar un escáner de TC de alta velocidad. ^{[ 13 ]} En colaboración con American Science and Engineering (AS&E), el equipo desarrolló un diseño que utilizaba detectores de germanato de bismuto (BGO) acoplados a fotomultiplicadores. Este nuevo enfoque eliminó los problemas de calibración del detector y los artefactos de anillo, ya que una sola celda detectora medía la radiación proveniente de diferentes ángulos de abanico según la posición de la fuente de rayos X. En 1977, AS&E presentó su escáner de cuarta generación, que contaba con 600 celdas detectoras, una matriz de imagen de 512 × 512, tiempos de escaneo de 5 segundos y una resolución en el plano submilimétrica, un gran avance para la época. ^{[ 13 ]} Sin embargo, la financiación del proyecto por parte del NIH dio lugar a una disputa sobre la propiedad intelectual, y el intento de AS&E de obtener una licencia exclusiva generó preocupación por el interés público. En consecuencia, AS&E no obtuvo ninguna patente. Mientras tanto, otras empresas adoptaron diseños similares de cuarta generación, lo que permitió un rápido avance de la tecnología y la reducción de los tiempos de escaneo a tan solo 1 segundo.

Aunque el nuevo diseño resolvió el problema de los artefactos en forma de anillo, introdujo otros desafíos, principalmente una dosis de radiación cutánea relativamente alta debido a que la fuente de rayos X se posicionó más cerca del paciente, y una reducción en la calidad de la imagen causada por una mayor dispersión en el plano, que no pudo eliminarse eficazmente utilizando una rejilla antidifusión focalizada como en los sistemas de tercera generación. ^{[ 13 ]} Además, la mayor cobertura del detector conllevó costos significativamente más altos. Si bien se realizaron varios intentos innovadores para abordar estos problemas, finalmente no lograron superar a los sistemas basados ​​en el principio de rotación-rotación y se fueron eliminando gradualmente a finales de la década de 1990.

La tomografía computarizada por haz de electrones (EBCT) , otra importante innovación en la imagenología por TC, buscaba eliminar por completo las partes mecánicas móviles mediante el uso de una matriz de detectores estáticos y una fuente de rayos X estática. Esto se logró utilizando un gran ánodo de tungsteno semicircular compuesto por múltiples arcos, a través del cual se barría electrónicamente un haz de electrones. Uno de estos sistemas, el Imatron C-100, fue desarrollado por Douglas P. Boyd en la Universidad de California, San Francisco , e introducido en 1981, ofreciendo una resolución temporal sin precedentes de 33 a 100 ms. ^{[ 18 ]}

El escáner contaba con un cañón de electrones y un sistema de deflexión magnética del haz, similar a los de los tubos de rayos catódicos (CRT), lo que permitía dirigir rápidamente el haz de electrones a través de múltiples arcos circulares de ánodo de tungsteno de 1,8 metros (cuatro en el sistema inicial), cubriendo 210°. Toda la trayectoria de los electrones estaba contenida dentro de una cámara de vacío, lo que resultaba en una gran huella física, particularmente en un lado del pórtico. La parte superior del sistema estaba equipada con dos filas de detectores, que comprendían 432 elementos de fotodiodo centelleador que también abarcaban 210°, diseñados para capturar el haz de rayos X en abanico generado por el punto focal de rápido movimiento. Con cuatro pistas de ánodo y dos filas de detectores, el sistema podía generar ocho cortes de imagen en menos de 1 s. ^{[ 13 ]}

Este diseño se optimizó específicamente para imágenes cardíacas , ya que el rápido movimiento del corazón lo hace altamente susceptible a artefactos de movimiento. Permitió aplicaciones avanzadas como la puntuación de calcio coronario y otros diagnósticos relacionados con el corazón. ^{[ 13 ]} La EBCT también se utilizó para imágenes pediátricas , donde los pacientes a menudo tienen dificultades para contener la respiración o permanecer quietos durante las exploraciones. Solo mucho más tarde los sistemas modernos de TC, con tecnología de detector múltiple y fuente dual, lograron una resolución temporal comparable, desplazando finalmente a la EBCT del mercado. Su declive se debió a varias limitaciones: un gran tamaño, versatilidad limitada para imágenes generales, altos costos de adquisición y mantenimiento, y menor resolución espacial en comparación con las tecnologías más nuevas.

Hasta finales de la década de 1980, las tomografías computarizadas se realizaban exclusivamente en modo axial, donde la mesa del paciente avanzaba en pequeños incrementos después de cada rotación completa de 360° del pórtico alrededor del paciente. En 1990, la rotación continua del pórtico se hizo posible con la introducción de la tecnología de anillos deslizantes , eliminando la necesidad de invertir el pórtico después de cada rotación. ^{[ 19 ]} Este avance permitió los primeros intentos de mover continuamente la mesa del paciente durante la exploración para una adquisición de datos más rápida. Debido a que el tubo de rayos X y los detectores se movían entonces a lo largo de una trayectoria helicoidal con respecto al paciente, el método se conoció como TC helicoidal o espiral . ^{[ 19 ]} Sin embargo, este nuevo modo de adquisición introdujo artefactos de movimiento que hicieron que la reconstrucción de la imagen fuera más difícil.

En 1989, el físico alemán Willi A. Kalender, de Siemens, desarrolló un algoritmo de interpolación Z que eliminó con éxito estos artefactos y lo implementó en el escáner Somatom Plus . ^{[ 20 ]} En dos años, otros fabricantes importantes de TC adoptaron la técnica, y la exploración helicoidal se convirtió en el nuevo estándar en imágenes de TC.

A partir de la década de 1990, la tecnología de detectores de TC pasó de las cámaras de ionización de xenón a los detectores de estado sólido. Estos nuevos detectores utilizaban centelleadores en polvo (como Gd₂O₂S ₎ acoplados a fotodiodos para convertir la luz en señales eléctricas. Este avance ofreció una eficiencia cuántica significativamente mayor (> ₉₀ %) y permitió diseños más compactos con una resolución espacial mejorada. En 1992, Elscint presentó el escáner CT-Twin , que utilizaba un detector de estado sólido capaz de adquirir dos cortes simultáneamente. Esta innovación fue pronto adoptada por otros fabricantes, lo que condujo a un rápido aumento en el número de cortes adquiridos simultáneamente: cuatro en 1998, 16 en 2001, 64 en 2006 y hasta 256-640 cortes en los sistemas de última generación actuales. Los escáneres modernos ahora cubren hasta 16  cm de anatomía en una sola rotación, lo que permite obtener imágenes completas del corazón sin mover la mesa. ^{[ 19 ]}

La combinación de escaneo helicoidal y tecnología multicorte permitió la adquisición de cortes muy finos, lo que finalmente hizo posible la reconstrucción de vóxeles isotrópicos . Esto significa que ahora se pueden ver los datos anatómicos desde cualquier ángulo sin distorsión ( reconstrucción multiplanar ), lo que permite la extracción, el análisis y la visualización de modelos 3D precisos de las estructuras escaneadas. ^{[ 19 ]} Estas capacidades han mejorado significativamente la planificación quirúrgica en campos como la neurología , la ortopedia y la cardiología , y también han permitido cálculos más avanzados en la planificación de la radioterapia .

Para aplicaciones especializadas, como diferenciar materiales con valores de unidades Hounsfield (UH) similares, rastrear agentes de contraste o reducir artefactos metálicos, resulta beneficioso obtener imágenes con diferentes energías de rayos X. Los principales fabricantes de tomografía computarizada (TC) han desarrollado técnicas para lograr esta adquisición de doble energía en una sola exploración.

En 2005, Siemens presentó el SOMATOM Definition , un escáner equipado con dos tubos de rayos X y dos detectores montados a 90° de distancia en el pórtico, cada uno operando a energías diferentes. ^{[ 21 ]} Esta configuración no solo permite la obtención de imágenes de doble energía, sino que también proporciona un flujo de rayos X significativamente mayor, lo cual es especialmente ventajoso para la obtención de imágenes cardíacas, logrando una resolución temporal de aproximadamente 75 ms y resolviendo el latido cardíaco con mínimos artefactos de movimiento. ^{[ 22 ]}

Otros fabricantes, como GE con Revolution CT y Canon con Aquilion ONE GENESIS , emplean tecnología de conmutación rápida de kVp, lo que permite a sus detectores separar y procesar datos de alta y baja energía. ^{[ 23 ]} Philips, en cambio, utiliza un sistema de detector de doble capa (por ejemplo, IQon Spectral CT ) donde la capa superior captura principalmente fotones de baja energía y la capa inferior detecta más fotones de alta energía, lo que permite la diferenciación espectral a nivel del detector. ^{[ 23 ]}

La adquisición de datos de doble energía resulta útil en aplicaciones clínicas como la detección de cálculos renales de ácido úrico frente a cálculos de calcio , la caracterización de la embolia pulmonar con mapas de yodo y la mejora de la visibilidad de las lesiones en las imágenes hepáticas mediante la descomposición virtual de materiales y sin contraste.

El último avance en la tecnología de detectores de TC es el desarrollo de detectores de conteo de fotones . Estos sistemas utilizan materiales semiconductores como el telururo de cadmio (CdTe) para convertir directamente los fotones de rayos X absorbidos en cargas eléctricas, con una intensidad de señal proporcional a la energía del fotón. El CdTe está compuesto por elementos de alto número atómico , lo que lo hace altamente eficaz para absorber rayos X y ofrece una excelente eficiencia de detección. Su banda prohibida relativamente grande de 1,5 eV también permite su funcionamiento a temperatura ambiente con un ruido térmico mínimo. ^{[ 19 ]}

Cuando un fotón de rayos X es absorbido por el cristal de CdTe mediante el efecto fotoeléctrico , su energía se transfiere a un electrón, que luego ioniza átomos y genera pares electrón-hueco . Los electrodos de recolección de carga separan estas cargas y, tras la amplificación, la señal resultante se clasifica en intervalos de energía según la amplitud del pulso. Esto permite contar y clasificar individualmente cada fotón por energía en cada píxel. Como resultado, la tomografía computarizada con conteo de fotones alcanza un rendimiento aún mejor que la tomografía computarizada de doble energía en la descomposición de materiales, y mejora la relación señal-ruido general y la eficiencia de la dosis. ^{[ 19 ]}

En 2021, Siemens Healthineers presentó el primer escáner de TC con conteo de fotones, NAEOTOM Alpha, equipado con dos tubos de rayos X Vectron y dos conjuntos de detectores QuantaMax, que adquiere 144 cortes (  ancho de colimación de 6 cm) con un tiempo de rotación del gantry de hasta 0,25 s. ^{[ 24 ]} Otros fabricantes tienen escáneres respectivos en desarrollo y en fase de ensayos clínicos. Un sistema notable es el escáner de TC de mama nu:view de la empresa AB-CT, que también utiliza un detector de conteo de fotones de CdTe y se utiliza clínicamente en toda Europa desde 2017. ^{[ 25 ]}

A diferencia de los escáneres de TC convencionales, la TC de haz cónico (CBCT) utiliza todo el haz de rayos X cónico para adquirir datos de proyección y, por lo general, emplea detectores de panel plano grandes con tamaños de píxel que oscilan entre 50 y 200 μm, similares a los utilizados en radiografía de tórax o fluoroscopia . En consecuencia, los sistemas CBCT utilizan diferentes protocolos de adquisición y algoritmos de reconstrucción de haz cónico . Los primeros sistemas llegaron al mercado a finales de la década de 1990, como el NewTom 9000 de QR SRL en 1998, diseñado inicialmente para imágenes dentomaxilofaciales . ^{[ 26 ]} Desde entonces, la CBCT ha ganado popularidad en ortopedia y medicina veterinaria , radiología intervencionista y aplicaciones quirúrgicas . Hoy en día, los sistemas de arco en C son compatibles con CBCT y se han convertido en herramientas poderosas para imágenes intraoperatorias, procedimientos dentales y de otorrinolaringología , planificación de radioterapia y más. ^{[ 26 ]}

También se han desarrollado sistemas de tomografía computarizada de haz cónico (CBCT) específicos para ensayos no destructivos , aplicaciones industriales e investigación desde mediados de la década de 1980. ^{[ 27 ]} A diferencia de la CBCT médica, estos sistemas suelen rotar la muestra manteniendo la fuente y el detector fijos. En estos entornos, generalmente se aceptan tiempos de escaneo más largos y dosis de radiación más altas, lo que permite resoluciones espaciales mucho mayores. Estos sistemas pueden alcanzar resoluciones mejores que 100 μm ( microCT o μCT) y, en algunos casos especiales, incluso por debajo de 1 μm ( nanoCT ), lo que los hace ideales para la ciencia de los materiales , la ingeniería de precisión y la investigación biológica . ^{[ 27 ]}