Tesis Alvarado Reinaldo, Pérez Bárbara

Escuela de Tecnología Médica
VALIDACIÓN BIBLIOGRÁFICA DE CRITERIOS
IMAGENOLÓGICOS EN TOMOGRAFÍA
COMPUTARIZADA Y RESONANCIA MAGNÉTICA
PARA POSTERIOR DESARROLLO DE
ALGORITMO DIAGNÓSTICO DE CÁNCER DE
VESÍCULA BILIAR
Seminario de
Investigación
para optar al
Grado de
Licenciado en
Tecnología
Médica
REINALDO ALVARADO TORRES – BÁRBARA PÉREZ MERY
Profesor Guía TM. Cristian Cabrera Gómez
Santiago, Chile
Julio, 2020
Escuela de Tecnología Médica
VALIDACIÓN BIBLIOGRÁFICA DE CRITERIOS
IMAGENOLÓGICOS EN TOMOGRAFÍA
COMPUTARIZADA Y RESONANCIA MAGNÉTICA
PARA POSTERIOR DESARROLLO DE ALGORITMO
DIAGNÓSTICO DE CÁNCER DE VESÍCULA BILIAR
Seminario de
Investigación
para optar al
Grado de
Licenciado en
Tecnología
Médica
REINALDO ALVARADO TORRES – BÁRBARA PÉREZ MERY
Nota
Profesor Guía: TM. Cristian Cabrera G.
Firma
_______
_____________________
Profesor Informante: TM. Rodrigo Espinoza B. _______
_____________________
Santiago, Chile
Julio, 2020
2
DEDICATORIAS Y AGRADECIMIENTOS
Este agradecimiento va dirigido principalmente a nuestro profesor guía
Cristian Cabrera Gómez por el esfuerzo y apoyo en este proceso de elaboración
del seminario de investigación, también por incentivarnos a seguir en este
proceso investigativo y llevarlo a un mejor destino. También queremos
agradecer a los docentes que nos entregaron sus conocimientos a lo largo de
toda la carrera universitaria.
Queremos dedicar esta tesis a nuestras familiares, por ser pilares
fundamentales y siempre apoyarnos incondicionalmente, por entregarnos las
herramientas y la confianza para cumplir nuestras metas y así lograr este
cometido, en especial en estos tiempos tan difíciles a nivel mundial. También
se lo queremos dedicar a nuestros amigos y parejas que siempre creyeron en
nosotros, acompañándonos en los buenos y malos momentos, además de
entregarnos toso su apoyo y amor en este camino de vida universitaria.
3
TABLA DE CONTENIDOS
DEDICATORIAS Y AGRADECIMIENTOS..................................................................... III
ÍNDICE DE FIGURAS ...................................................................................................... VI
ÍNDICE DE TABLAS ...................................................................................................... VIII
RESUMEN .................................................................................................................................. IX
ABSTRACT .................................................................................................................................. X
INTRODUCCIÓN .......................................................................................................................11
CAPÍTULO 1: MARCO TEÓRICO .........................................................................................14
1.1 Radiación ........................................................................................................................................... 14
1.1.1 Según su fuente .......................................................................................................................... 14
1.1.2 Según su naturaleza .................................................................................................................... 16
1.1.3 Según su efecto biológico .......................................................................................................... 17
1.2 Tomografía computarizada (TC) ....................................................................................................... 18
1.2.1 Descubrimiento de los rayos X .................................................................................................. 18
1.2.2 Rayos X...................................................................................................................................... 19
1.2.3 Producción de rayos X ............................................................................................................... 19
1.2.3.1 Rayos X característicos (espectro discreto) ........................................................................ 20
1.2.3.2 Rayos X bremsstrahlung o de frenado (espectro continuo) ................................................ 21
1.2.4 Fundamentos de la tomografía computada................................................................................. 24
1.2.5 Imagen digital ............................................................................................................................ 26
1.2.6 Coeficiente de atenuación lineal ................................................................................................ 27
1.2.7 Unidades Hounsfield .................................................................................................................. 30
1.2.8 Evolución de la tomografía computada, tipos de escáneres ....................................................... 33
1.2.8.1 Según su geometría de detección ....................................................................................... 34
1.2.8.2 Según su modalidad de barrido .......................................................................................... 38
1.2.8.3 Según el número de cortes por rotación ............................................................................. 40
1.2.9 Componentes de un equipo de tomografía computada .............................................................. 42
1.2.9.1 Gantry................................................................................................................................. 42
1.2.9.2 Camilla ............................................................................................................................... 47
1.2.9.3 Sistema de reconstrucción de imagen (IRS) ....................................................................... 48
1.2.9.4 Consola del operador .......................................................................................................... 53
1.2.10 Adquisición de la imagen en tomografía computada ............................................................... 53
1.3 Resonancia Magnética (RM) ............................................................................................................. 54
1.3.1 Fundamentos de la resonancia magnética .................................................................................. 54
1.3.2 Espín nuclear, momento angular y momento dipolar magnético ............................................... 56
1.3.3 Núcleo de Hidrógeno ................................................................................................................. 58
1.3.4 Precesión .................................................................................................................................... 60
1.3.5 Magnetización de un elemento de volumen ............................................................................... 61
1.3.6 Propiedades magnéticas de la materia ........................................................................................ 63
1.3.6.1 Permeabilidad magnética ................................................................................................... 64
1.3.6.2 Susceptibilidad magnética .................................................................................................. 65
1.3.7 Componentes principales de un resonador ................................................................................. 67
1.3.7.1 Magneto y campo magnético externo (B 0) ......................................................................... 68
1.3.7.1.1 Tipos de magnetos ...................................................................................................... 69
1.3.7.2 Gradientes magnéticas y bobinas de gradientes ................................................................. 71
1.3.7.3 Bobinas de radiofrecuencias y excitación nuclear .............................................................. 75
4
1.3.8 Relajación nuclear ...................................................................................................................... 77
1.3.8.1 Relajación longitudinal y transversal ................................................................................. 78
1.3.8.1.1 Relajación T1 o spin-red ............................................................................................ 80
1.3.8.1.2 Relajación T2 o spin-spin ........................................................................................... 82
1.4 Vesícula biliar .................................................................................................................................... 84
1.4.1 Embriología ............................................................................................................................... 84
1.4.2 Histología ................................................................................................................................... 85
1.4.3 Anatomía .................................................................................................................................... 86
1.4.4 Fisiología ................................................................................................................................... 87
1.5 Cáncer de vesícula biliar .................................................................................................................... 89
1.5.1 Epidemiología ............................................................................................................................ 89
1.5.2 Factores de riesgo ...................................................................................................................... 90
1.5.2.1 Factores de riesgo no modificables .................................................................................... 91
1.5.2.2 Factores de riesgo modificables ......................................................................................... 94
1.5.3 Patogenia .................................................................................................................................... 97
1.5.4 Estadificación TNM del cáncer vesícula biliar ........................................................................ 100
1.6 Inteligencia Artificial ....................................................................................................................... 102
1.6.1 Principios de la inteligencia artificial ....................................................................................... 102
1.6.2 Red neuronal ............................................................................................................................ 103
1.6.3 Proceso de aprendizaje ............................................................................................................. 105
CAPÍTULO II: METODOLOGÍA DE LA INVESTIGACIÓN ...........................................107
2.1 Pregunta de investigación ................................................................................................................ 107
2.2 Hipótesis .......................................................................................................................................... 107
2.2.1 Hipótesis de Investigación ....................................................................................................... 107
2.2.2 Hipótesis nula .......................................................................................................................... 107
2.3 Objetivos.......................................................................................................................................... 108
2.3.1 Objetivos general ..................................................................................................................... 108
2.3.2 Objetivos específicos ............................................................................................................... 108
2.4 Justificación ..................................................................................................................................... 108
2.5 Diseño del estudio............................................................................................................................ 110
2.6 Materiales y métodos ....................................................................................................................... 111
2.6.1 Ecuaciones de búsqueda........................................................................................................... 111
2.6.2 Criterios de inclusión y exclusión ............................................................................................ 112
2.7 Población y muestra ......................................................................................................................... 113
CAPÍTULO 3: RESULTADOS ................................................................................................114
3.1 Diagrama de flujo diagnóstico de cáncer de vesícula biliar ............................................................. 114
3.1.1 Validación bibliográfica de los criterios imagenológicos TC y RM ........................................ 118
3.2 Protocolos de adquisición de la imagen en TC y RM ...................................................................... 121
3.2.1 Validación bibliográfica de los protocolos de adquisición TC y RM ...................................... 124
DISCUSIONES ..........................................................................................................................127
CONCLUSIONES .....................................................................................................................152
REFERENCIAS BIBLIOGRÁFICAS.....................................................................................154
5
ÍNDICE DE FIGURAS
Figura 1. Espectro electromagnético. .................................................................................. 16
Figura 2. Radiación característica ....................................................................................... 21
Figura 3. Radiación bremsstrahlung (de frenado) ............................................................... 23
Figura 4. Espectro de emisión de rayos X característicos y bremsstrahlung ...................... 23
Figura 5.Ecuación de Lambert- Beer .................................................................................. 27
Figura 6. Efecto Compton ................................................................................................... 29
Figura 7. Efecto fotoeléctrico.............................................................................................. 29
Figura 8. Fórmula matemática para determinar el valor UH de un tejido .......................... 31
Figura 9. Valor UH relativo de distintos tejidos ................................................................. 32
Figura 10. Factor de desplazamiento .................................................................................. 40
Figura 11. Representación paso a paso del proceso de reconstrucción de imagen basado en
el método de retroproyección. .............................................................................................. 49
Figura 12. Descripción paso a paso del procedimiento de reconstrucción iterativo ........... 52
Figura 13. Representación esquemática de un protón de H realizando spinning. .............. 57
Figura 14. Momento angular............................................................................................... 57
Figura 15. Momento dipolar magnético .............................................................................. 58
Figura 16. Protones en equilibrio de Boltzmann ................................................................ 59
Figura 17. Orientación paralela y antiparalela de los protones bajo la influencia del campo
magnético externo (B0) ........................................................................................................ 59
Figura 18. Movimiento de precesión del vector µ alrededor de B0 .................................... 60
Figura 19. Obtención del vector M de un vóxel como resultado de la suma vectorial de los
momentos dipolares magnéticos de los espines. .................................................................. 62
Figura 20. Definición del sistema cartesiano de referencia ................................................ 63
Figura 21. Comparación simple de permeabilidades para: ferromagnetos (μf),
paramagnetos (μp), diamagnetos (μd) y el vacío (μ0) ......................................................... 65
Figura 22. Componentes principales del resonador ............................................................ 67
Figura 23. Pulso de gradiente trapezoidal, una representación temporal de la acción de las
gradientes ............................................................................................................................. 73
Figura 24. Movimiento del vector de magnetización hacia el plano xy ............................. 76
Figura 25. Relajación longitudinal y transversal ................................................................ 79
Figura 26. Representación gráfica de la relajación T1........................................................ 81
Figura 27. Curvas de relajación de tres vóxeles.................................................................. 81
Figura 28. Representación gráfica de la relajación T2........................................................ 83
Figura 29. Curvas T2 de dos tejidos diferentes ................................................................... 83
Figura 30. Diagrama de las regiones responsables de la formación hepática ..................... 84
Figura 31. Anatomía de la vesícula biliar ........................................................................... 87
Figura 32. Diagrama de flujo diagnóstico de cáncer vesicular: patrón masa que ocupa o
reemplaza a la vesícula biliar ............................................................................................. 115
Figura 33. Diagrama de flujo diagnóstico de cáncer vesicular: patrón de engrosamiento de
la pared vesicular................................................................................................................ 116
Figura 34. Diagrama de flujo diagnóstico de cáncer vesicular: patrón masa polipoidea
intraluminal ........................................................................................................................ 117
Figura 35. Clasificación morfológica de los tumores de la vesícula biliar. ...................... 127
6
Figura 36. Cáncer de vesícula biliar: masa que reemplaza la vesícula biliar.................... 129
Figura 37. Cáncer de vesícula biliar: masa que reemplaza la vesícula biliar.................... 130
Figura 38. Cáncer de vesícula biliar: masa que reemplaza la vesícula biliar.................... 130
Figura 39. Cáncer de vesícula biliar: masa que reemplaza la vesícula biliar.................... 131
Figura 40. Cáncer de vesícula biliar: masa que reemplaza la vesícula biliar.................... 131
Figura 41. Cáncer de vesícula biliar: masa que reemplaza la vesícula biliar.................... 132
Figura 42. Cáncer de vesícula biliar: masa que reemplaza la vesícula biliar.................... 132
Figura 43. Cáncer de vesícula biliar: engrosamiento de la pared vesicular tipo 1 ............ 134
Figura 44. Cáncer de vesícula biliar: engrosamiento de la pared vesicular tipo 2 ............ 135
Figura 45. Adenomiomatosis: engrosamiento de la pared vesicular tipo 3 ...................... 136
Figura 46. Colecistitis crónica: engrosamiento de la pared vesicular tipo 4 .................... 137
Figura 47. Colecistitis aguda: engrosamiento de la pared vesicular tipo 5 ....................... 138
Figura 48. Colecistitis xantogranulomatosa: engrosamiento de la pared vesicular tipo 1 139
Figura 49. Colecistitis crónica: engrosamiento de la pared vesicular tipo 1 .................... 141
Figura 50. Colecistitis aguda: engrosamiento de la pared vesicular tipo 2 ....................... 141
Figura 51. Adenomiomatosis: engrosamiento de la pared vesicular tipo 3 ...................... 142
Figura 52. Cáncer de vesícula biliar: engrosamiento de la pared vesicular tipo 4 ............ 142
Figura 53. Cáncer de vesícula biliar: masa polipoide intraluminal................................... 146
Figura 54. Pólipo de colesterol: masa polipoide intraluminal .......................................... 147
Figura 55. Cáncer de vesícula biliar: masa polipoide intraluminal................................... 148
Figura 56. Cáncer de vesícula biliar: masa polipoide intraluminal................................... 148
Figura 57. Cáncer de vesícula biliar: masa polipoide intraluminal................................... 149
Figura 58. Adenoma tubular: masa polipoide intraluminal .............................................. 151
Figura 59. Coexistencia de adenoma tubular y Cáncer de vesícula biliar ........................ 151
7
ÍNDICE DE TABLAS
Tabla 1. Aplicaciones médicas de la radiación artificial ..................................................... 15
Tabla 2. Materiales según su permeabilidad y susceptibilidad magnética .......................... 66
Tabla 3. Tasa de mortalidad por cáncer de vesícula biliar por cada 100.000 habitantes,
distribuida según región ....................................................................................................... 90
Tabla 4. Criterios TNM para estadificar el cáncer vesicular............................................. 101
Tabla 5. Estadificación del cáncer vesicular ..................................................................... 102
Tabla 6. Ecuaciones de búsqueda...................................................................................... 111
Tabla 7. Criterios de inclusión y exclusión ....................................................................... 112
Tabla 8. Validación bibliográfica de los criterios imagenológicos presentes en el algoritmo
diagnóstico inicial .............................................................................................................. 120
Tabla 9.Protocolo de adquisición TC ................................................................................ 121
Tabla 10. Protocolo de adquisición RM ............................................................................ 123
Tabla 11. Validación bibliográfica de protocolos de adquisición en TC y RM ................ 126
8
RESUMEN
El cáncer de vesícula biliar es una patología de alta incidencia y
mortalidad a nivel nacional, afectando principalmente al sexo femenino, adultos
mayores, nativos mapuches y personas que cursan colelitiasis. Suele ser una
patología muy agresiva y de mal pronóstico debido a su detección en etapas
tardías. Por lo que se hace necesario contar con herramientas para la evaluación
de la enfermedad, proponiéndose como objetivo validar bibliográficamente
criterios imagenológicos presentes en estudios de tomografía computarizada y
resonancia magnética que ayuden al posterior desarrollo de un algoritmo
diagnóstico de cáncer vesicular. Para esto se realizó una búsqueda sistematizada
de la literatura médica disponible principalmente en la base de datos de PubMed
y Google Scholar empleando criterios de búsqueda específicos. A partir de estos
se extrajeron 26 artículos científicos con los cuales se trabajó para lograr los
objetivos de esta investigación. El resultado obtenido fue el desarrollo de un
algoritmo inicial que incluyen los principales criterios imagenológicos
presentes en tomografía computarizada y resonancia magnética que pudiesen
ayudar en el diagnóstico de cáncer de vesícula biliar, además definir a partir de
la bibliografía protocolos de adquisición para ambas técnicas. En conclusión,
fue posible validar los criterios imagenológicos presentes en la literatura, los
cuales contribuyeron al desarrollo de un diagrama de flujo inicial diagnóstico
de cáncer vesicular que pueda ser incorporado con posterioridad a un algoritmo
diagnóstico de cáncer vesicular.
Palabras claves: cáncer de vesícula biliar, patrones cáncer de vesícula biliar,
tomografía computarizada, resonancia magnética.
9
ABSTRACT
Gallbladder cancer is a pathology of high incidence and mortality at a
national level, affecting mainly women, older adults, Mapuche natives and
people with cholelithiasis. It is usually a very aggressive pathology with a poor
prognosis due to its late detection. Therefore, it is necessary to have tools for
the evaluation of the disease. The objective is to validate bibliographically the
imaging criteria present in computerized tomography and magnetic resonance
studies that help the subsequent development of a diagnostic algorithm for
vesicular cancer. For this purpose, a systematized search of the medical
literature available mainly in the PubMed and Google Scholar database was
carried out using specific search criteria. From these, 26 scientific articles were
extracted to achieve the objectives of this research. The result obtained was the
development of an initial algorithm that includes the main imaging criteria
present in computed tomography and magnetic resonance imaging that could
help in the diagnosis of gallbladder cancer, in addition to defining from the
literature acquisition protocols for both techniques. Finally, it was possible to
validate the imaging criteria present in the literature, which contributed to the
development of an initial flowchart that can be incorporated later into a
diagnostic algorithm for gallbladder cancer.
Keywords: gallbladder cancer, gallbladder cancer patterns, computed
tomography, magnetic resonance imaging.
10
INTRODUCCIÓN
En la actualidad, el cáncer es la segunda causa de muerte en la población
chilena, precedido por patologías que afectan al sistema circulatorio y
cardiovascular, existiendo variaciones en porcentaje de defunción en las
distintas regiones del país [1].
El cáncer de vesícula biliar representa la quinta neoplasia maligna más
común del tracto gastrointestinal, además de ser la más frecuente y agresiva que
se produce en el árbol biliar [2,3,4]. A nivel histológico, alrededor de un 90-95%
de las neoplasias que se presentan en este órgano son adenocarcinomas [5,6]. Por
lo general, presenta un mal pronóstico, debido a su detección tardía en el mayor
porcentaje de los casos [7]. Actualmente, la sobrevida de los pacientes a cinco
años con diagnósticos en etapas iniciales (carcinoma in situ o solo con
compromiso de la lámina propia) es del 95%, mientras que los carcinomas que
comprometen la capa muscular la sobrevida a 5 años es alrededor del 70% y,
cuando existe infiltración a órganos adyacentes la sobrevida se reduce
considerablemente [8].
Esta es una enfermedad de baja incidencia a nivel mundial, sin embargo,
para Chile representa un problema de salud pública debido a sus elevadas tasas
de incidencia y mortalidad. El aumento de aquellas tasas aplica para ambos
sexos, pero en particular para el sexo femenino, siendo uno de los cánceres que
causan más muertes en mujeres chilenas [9,10,11]. Existen otros factores de riesgo
que hacen propensa a una persona a padecer esta enfermedad, como: la edad, la
obesidad, grupo étnico y geografía, cálculos biliares, colecistitis crónica,
vesícula en porcelana, pólipos vesiculares, malformación de la unión
11
pancreatobiliar, infecciones bacterianas (Salmonella typhimurium) y la
colangitis esclerosante primaria [12, 13, 14].
El diagnóstico de este cáncer se relaciona principalmente con el estadio
del tumor. Es común que el diagnóstico en estadios iniciales (tumores que
invaden limitadamente la mucosa y el tejido muscular) sea de forma incidental
en biopsias realizadas a piezas de colecistectomía, esto en contexto de pacientes
que no presentan sintomatología sugerente de cáncer vesicular. Por otro lado,
cuando el paciente expresa sintomatología sugerente de cáncer vesicular como:
dolor en el cuadrante superior derecho del abdomen, ictericia, náuseas y
vómitos, anorexia y pérdida de peso, es indicativo de un tumor que se encuentra
en una etapa más avanzada, ya que en esta enfermedad los síntomas suelen
presentarse de forma tardía y, en este caso si es posible que sea identificado a
través de estudios imagenológicos
[15]
. Las principales especialidades
imagenológicas que se realizan para la detección del cáncer vesicular son el
ultrasonido, la tomografía computada y la resonancia magnética [16, 17].
Teniendo en cuenta estos antecedentes y sabiendo como afecta el cáncer
vesicular a la población chilena, nace la necesidad de facilitar el examen
diagnóstico a través de estudios imagenológicos, surgiendo así uno de los
nuevos conceptos en el mundo de la salud y la imagenología, la llamada
inteligencia artificial.
La inteligencia artificial es una rama del campo informático, la cual, en
simples palabras, pretende imitar la inteligencia humana. Esta herramienta en
el ámbito de la salud está siendo cada vez más visible por lo innovadora que es
[18]
, precisando así de su implementación en hospitales, clínicas y centros
médicos a lo largo de todo Chile.
12
En este contexto, la presente investigación tiene como interés central,
sentar las bases para un posterior desarrollo de algoritmo de inteligencia
artificial por medio de la validación bibliográfica de criterios imagenológicos
encontrados en tomografía computarizada y resonancia magnética con el fin de
detectar el cáncer de vesícula biliar. Además, a partir de la literatura definir
protocolos de adquisición tanto para tomografía computarizada como para
resonancia magnética.
13
CAPÍTULO 1: MARCO TEÓRICO
1.1 Radiación
La radiación puede ser definida como un fenómeno en donde
determinados cuerpos van a emitir, propagar y/o transferir energía en cualquier
medio en forma de onda electromagnética (radiación electromagnética) o
partículas subatómicas (radiación corpuscular) [19]. Puede ser clasificada en base
a tres criterios: según su fuente, naturaleza y efecto biológico [20].
1.1.1 Según su fuente
La radiación natural puede ser clasificada según su origen desde el
cosmos, la corteza terrestre o incluso dentro del cuerpo humano:
a) Las radiaciones cósmicas se generan en las reacciones nucleares que
suceden dentro del sol y las demás estrellas, consisten básicamente en
protones, núcleos pesados, partículas alfa (α), partículas beta (β) y
rayos gamma (). Gran parte de estas radiaciones son filtradas por la
atmósfera, protegiendo al planeta de sus efectos peligrosos.
14
b) La tierra y los elementos que pertenecen a la naturaleza también
emiten radiación, aquellas están constituidas por algunos elementos
radioactivos como el 40K, 87Ra, 238U, 232Th y 222Rn. Las distribuciones
de las cantidades de estos elementos varían según el lugar geográfico.
Estas radiaciones las podemos recibir desde pisos y paredes de
diferentes recintos, debido a que los materiales utilizados para su
construcción se obtienen a partir de los elementos naturales que
contienen estos radionúclidos. También existen radiactivos en los
alimentos, el agua potable y el aire que respiramos.
c) Incluso dentro del organismo humano existen fuentes de radiación,
como el potasio radiactivo (40K).
La radiación artificial es la que produce el hombre para diversas
actividades: medicina (Tabla 1), minería, industria, prueba de armas nucleares,
generación de energía, entre otras [21,22].
Radiación Artificial
Ondas electromagnéticas
Ionizantes
No ionizantes
Rayos X: radiología
Ondas de
convencional,
radiofrecuencias:
mamografía, fluoroscopía,
Resonancia magnética
tomografía computarizada
y radioterapia
Rayos : medicina nuclear
Tabla 1. Aplicaciones médicas de la radiación artificial [23]
15
1.1.2 Según su naturaleza
La radiación electromagnética son ondas electromagnéticas generadas
por la propagación simultánea de los campos magnético y eléctrico a una
magnitud de velocidad de 300.000 km/s, esta propagación no necesita de un
medio material, ya que lo puede hacer en el vacío. Se diferencian entre sí por su
frecuencia y su longitud de onda, estos valores determinan los efectos que
dichas radiaciones ejercen sobre la materia [24]. Estas diferencias van a permitir
hacer una clasificación de la radiación electromagnética a la cual se le denomina
“espectro electromagnético” (Figura 1). Este espectro tiene tres regiones de
importancia para la radiología: rayos X, luz visible y la radiofrecuencia. Otras
zonas incluyen la radiación UV, luz infrarroja y la radiación microondas [25].
Figura 1. Espectro electromagnético [25].
16
La radiación corpuscular es aquella que se propaga en forma de núcleos
atómicos o partículas subatómicas a veces cargadas o neutras que viajan en línea
recta con una gran velocidad, a su vez transmiten energía cinética por medio de
la materia. Dentro de este grupo cabe destacar la radiación alfa y beta, los
neutrones y los rayos cósmicos [26].
1.1.3 Según su efecto biológico
Las radiaciones ionizantes están formadas por partículas o por ondas
electromagnéticas (fotones) de muy alta frecuencia con la suficiente energía
para arrancar electrones orbitales (ionizar), y romper los enlaces atómicos que
mantienen a las moléculas unidas en las células. Estas alteraciones tienen
distintos grados de severidad, dependerá de la dosis de radiación recibida.
Existen varios tipos de radiación ionizante como: fotones de rayos X, rayos
gamma, partículas alfa, partículas beta y los neutrones [27].
Las radiaciones no ionizantes son todas las formas de radiación
(electromagnética o corpuscular) cuya principal forma de interactuar con la
materia no involucra la formación de iones. Existen varios tipos de radiación no
ionizante, como: radiación ultravioleta, luz visible, infrarroja, microondas y
ondas de radiofrecuencias, estas últimas son utilizadas para formar imágenes en
resonancia magnética [28].
17
1.2 Tomografía computarizada (TC)
1.2.1 Descubrimiento de los rayos X
Esta historia comienza un día 8 de noviembre de 1895 cuando fueron
descubiertos accidentalmente los rayos X por el ingeniero mecánico y físico
alemán Wilhelm Conrad Roentgen (1845-1923), este se encontraba
experimentando los rayos catódicos en su laboratorio de física en la Universidad
de Wurzburg. Ese día dejó el laboratorio a oscuras y rodeó el tubo de Crookes
con una funda de cartón negro, con el fin de observar mejor los rayos catódicos
en el tubo, al mismo tiempo en una estantería cerca del tubo se encontraba una
placa cubierta de platinocianida de bario (material fluorescente). El cartón negro
tenía la función de evitar que se escapara la luz visible del tubo, pero Wilhelm
al observar la estantería se dio cuenta que la placa de platinocianida estaba
brillando. Este brillo se intensificaba al estar más cerca del tubo, dejando en
claro que el estímulo provenía de este último, en consecuencia, se le nombró
fluorescencia al brillo observado. Luego repitió varias veces el experimento
colocando diferentes materiales (papel, madera, aluminio, su mano) entre el
tubo y la placa fluorescente, con esto pudo determinar que esos “rayos
invisibles” eran un tipo de radiación de naturaleza altamente penetrante.
Durante varias semanas estuvo analizando los rayos X, comprobando distancias
y alcances de estos, además de estudiar sus características y propiedades [29,30].
18
1.2.2 Rayos X
Los fotones de rayos X son una forma de radiación ionizante del tipo
electromagnética cuya longitud de onda va desde los 10 -11m a 10-10m, aquello
le otorga una mayor energía y poder de penetración. Estos no poseen masa ni
carga y viajan a la velocidad de la luz (c=3 x 108) y se consideran perturbaciones
de energía en el espacio. Los rayos X surgen de fenómenos extranucleares, a
nivel de las capas electrónicas, fundamentalmente producidos por la
desaceleración de electrones [31].
1.2.3 Producción de rayos X
Los rayos X son el resultado de la desaceleración rápida de electrones
muy energéticos al chocar con un blanco metálico. La producción de rayos X
se da en un tubo de rayos X, el cual está compuesto por un cátodo, un ánodo y
una fuente de poder. El cátodo tiene un filamento de tungsteno que cuando se
aplica corriente (mA) este se calienta, produciendo una emisión de la nube de
electrones (proyectil/libre) de la capa más externa del átomo del filamento, a
este fenómeno se le denomina radiación termoiónica. Una vez ocurrido esto, se
aplica una diferencia de potencial (kV) para que estos electrones libres se vean
atraídos o acelerados hacia el ánodo, haciendo que colisionen en el foco que
este tiene. Si se aplica una mayor diferencia de potencial (kV), la cantidad de
19
energía cinética de los electrones proyectiles será mayor. El material de
composición del ánodo debe ser muy resistente al calor, ya que el 99% de la
energía cinética de los electrones libres se transforma en calor y el 1% restante
en rayos X de frenado (85%) y característicos (15%). También el material del
ánodo debe tener un número atómico muy alto (como el tungsteno) para generar
mayor cantidad de rayos X [32].
Cuando los electrones libres chocan con el tungsteno del ánodo, pierden
su energía cinética, ya sea por medio de la excitación; la energía es usada para
movilizar electrones a capas más externas del átomo, ionización; la energía es
capaz de remover un electrón del átomo o radiación; la energía crea un fotón
directamente [33].
1.2.3.1 Rayos X característicos (espectro discreto)
La radiación característica se origina cuando un electrón proyectil
interacciona con los electrones de las capas internas, obteniendo energía
suficiente para arrancar un electrón de esta capa, pero es emitido el fotón de
rayos X característicos cuando un electrón de la capa externa ocupa la vacante
del electrón que salió de la capa interna (figura 2).
Estos rayos X tienen energías discretas que son típicas de las diferencias
entre las energías electrónicas de enlace de un elemento en particular. Los que
20
provienen del tungsteno pueden tener 1 de 15 energías diferentes y ninguna otra.
La intensidad relativa de los rayos X de la capa K son de mayor energía que los
de otras capas más externas debido a la naturaleza de la interacción. Estos son
los únicos con energía suficiente para poder usarse de manera diagnóstica.
Aunque existen 5 tipos de rayos X K se tienden a representar en uno solo, con
una línea vertical a 69 keV (figura 4) [34].
Figura 2. Radiación característica [34]
1.2.3.2 Rayos X bremsstrahlung o de frenado (espectro continuo)
La radiación bremsstrahlung (de frenado) se produce cuando un electrón
proyectil evita totalmente los electrones orbitales al pasar a través del átomo del
blanco, este pasa lo suficientemente cerca del núcleo del átomo como para notar
21
la influencia de su campo eléctrico. Debido a que el electrón proyectil tiene
carga negativa y el núcleo positivo, se genera una fuerza electrostática de
atracción entre ellos, cuanto más cerca pase el electrón del núcleo, más
influencia tendrá de su campo eléctrico. Este campo es muy fuerte, porque el
núcleo contiene muchos protones y, la distancia entre él y el electrón proyectil
se hace mínima. Cuando el electrón pasa cerca del núcleo es frenado por el
campo eléctrico de este último, cambiando su trayectoria y dejándolo con una
energía cinética menor, a esta pérdida de energía se le denomina rayos X de
frenado (figura 3).
El electrón proyectil puede perder su energía cinética mínimamente o en
su totalidad al interaccionar con el núcleo del átomo del blanco. Debido a este
comportamiento es que estos rayos X tienen un espectro continuo, esto quiere
decir, por ejemplo, si el electrón proyectil tiene una energía cinética de 90 keV,
el fotón de frenado producido puede tener una energía tanto de 1 keV, como de
90 keV, esto dependerá de que tanto es influenciado por el núcleo (figura 4).
Sin embargo, para diagnosticar no se utiliza todo el espectro de estos rayos X,
los fotones de bajas energías serán absorbidos (filtrados) por el material del
ánodo y probablemente nunca salgan del tubo de rayos X [34].
22
Figura 3. Radiación bremsstrahlung (de frenado) [34]
Figura 4. Espectro de emisión de rayos X característicos y bremsstrahlung [34]
23
1.2.4 Fundamentos de la tomografía computada
Desde el descubrimiento de los rayos X, quedó evidenciado que las
imágenes radiológicas son capaces de aportar información importante del
cuerpo humano, además de ser de gran utilidad diagnóstica. Pese a ello, el
diagnóstico realizado a través de la radiología convencional presenta algunas
desventajas:
 La superposición de estructuras, debido a que en una radiografía
convencional se obtiene una imagen en dos dimensiones que limita la
capacidad diagnóstica.
 La limitada capacidad de diferenciar tejidos de bajo contraste (tejidos
blandos).
 Una alta dispersión del haz de radiación primario o sea una alta cantidad
de radiación dispersa.
 Una ineficiente absorción de la dosis de radiación de rayos X [35].
Estas limitantes fueron las precursoras para la comunidad científica a
querer desarrollar nuevas técnicas imagenológicas.
En 1972 el ingeniero eléctrico Sir Godfrey Hounsfield publicó un artículo
en la revista Britsh Journal of Radiology, donde describía una nueva técnica
basada en rayos X útil para el diagnóstico médico, la denominada “tomografía
computarizada”, esta permitía obtener imágenes del interior del cuerpo humano
a través de cortes milimétricos transversales al eje caudocefálico, las cuales
24
mediante métodos matemáticos (descritos por Cormack una década antes)
podían ser reconstruidas posteriormente a través de una computadora
[36]
. Esto
supuso una total revolución en el campo de la radiología, debido a que esta
técnica podía mostrar una estructura en forma tridimensional, además de ser
capaz de evidenciar tejidos blandos (como el cerebro) con una calidad de
imagen aceptable. En la actualidad, la tomografía computarizada tiene amplias
aplicaciones diagnósticas, entre ellas la oncología, medicina nuclear,
cardiología, evaluación preoperatoria, cribado de poblaciones de pacientes
asintomáticos, entre otros [37].
Un tomógrafo computarizado es básicamente un equipo de rayos X en el
cual la placa radiográfica ha sido sustituida por detectores
[38]
. El objetivo de
hacer una adquisición tomográfica es medir la transmisión de rayos X que pasan
a través del paciente, en un determinado número de proyecciones. Estas
proyecciones se obtienen por la acción combinada entre el tubo de rayos X y
los detectores los cuales van girando de manera sincrónica y siempre
enfrentados [39]. Los detectores reciben estos rayos X que atravesaron al cuerpo
del paciente y los convierte en señales eléctricas, las señales son enviadas por
unos canales para ser digitalizadas. Esta digitalización consiste en transformar
la señal eléctrica (que es análoga) a una señal digital (sistema binario) para ser
reconocida por la unidad de procesamiento de datos. Finalmente se transmite
la señal digitalizada (raw data) al sistema de reconstrucción de imágenes [40].
25
1.2.5 Imagen digital
La imagen de tomografía computarizada es 100% digital y es una
representación bidimensional de una imagen a partir de una matriz numérica,
cuya información se compone de números binarios. En TC el haz de radiación
define una imagen electrónica, la cual es manipulada por el computador que
almacena los datos obtenidos, para que finalmente sea desarrollada en forma de
una matriz de intensidades (escala o nivel de grises). Esta matriz presenta filas
y columnas, y cada celda formada corresponde a una localización concreta de
la imagen. Estas celdas corresponden a la mínima expresión de información que
puede definir el monitor y se le conoce como píxel. A cada píxel se le asigna un
valor cuantificado el cual indicará la intensidad o escala de gris que presenta,
además de ser la representación numérica en UH del valor medio de atenuación
de un vóxel dentro de un corte.
El tamaño de la matriz es el campo de visión (FOV), que habitualmente
se expresa en centímetros. El tamaño del píxel es igual al tamaño de la matriz
(FOV) dividido por el número de pixeles de la matriz [41]
Los valores de píxel que se asignan en una imagen de TC se asocian
directamente con la atenuación del tejido correspondiente, en específico se
relaciona con el coeficiente de atenuación lineal (µ). La ecuación de LambertBeer establece una relación entre la intensidad inicial del haz de rayos X (I0), el
coeficiente de atenuación lineal (), el grosor de la estructura a atravesar (x) y
la intensidad del haz atenuado de rayos X (Ix). El coeficiente de atenuación
26
lineal depende de la densidad y composición de la estructura a analizar y de la
energía de los fotones (figura 5).
Figura 5. Ecuación de Lambert- Beer [42]
La limitación que presenta esta ecuación es que toma en cuenta el haz
primario, pero no la radiación dispersa (por efecto Compton). Además, el haz
de rayos X es polienergético, por lo tanto, para obtener los perfiles de
atenuación es necesario integrar las energías presentes en el espectro de rayos
X, la solución a esta limitante será tratada en el apartado de reconstrucción de
la imagen [42].
1.2.6 Coeficiente de atenuación lineal
El coeficiente de atenuación lineal () evidencia la capacidad de un
material para detener fotones, y es directamente proporcional al número
atómico (Z) del material y su densidad, por el contrario, se relaciona de manera
indirecta con la energía. La variable  depende de dos mecanismos básicos de
interacción de los rayos X con la materia, el efecto Compton y fotoeléctrico [43]:
27
a) Efecto Compton:
Ocurre principalmente en los tejidos blandos (como el pulmón).
Se produce cuando un fotón de rayos X incidente interacciona con un
electrón de la capa más externa expulsándolo del átomo, además de
ionizarlo. El electrón expulsado se le denomina electrón Compton. El
rayo X disperso continúa en una dirección distinta y con una energía
menor (figura 6). La energía de este rayo X es igual a la resta entre la
energía del rayo X incidente y la energía del electrón expulsado. Tanto el
rayo X disperso como el electrón Compton pueden presentar la energía
suficiente para llevar a cabo más interacciones ionizantes antes de perder
toda su energía. Finalmente, el rayo X disperso es absorbido
fotoeléctricamente y el electrón Compton pierde toda su energía cinética
mediante mecanismos de ionización y excitación alojándose en una capa
electrónica vacante creada previamente por algún otro evento ionizante.
b) Efecto fotoeléctrico:
Ocurre principalmente en los tejidos de alto número atómico
(como el hueso). Se produce cuando un fotón de rayo X incidente
interacciona con un electrón de la capa interna, pero este no se dispersa,
sino que se absorbe totalmente. El electrón que es arrancado del átomo
también conocido como fotoelectrón, escapa con una energía cinética
igual a la resta entre la energía del rayo X incidente y la energía de unión
del electrón (figura 7) [44].
28
Figura 6. Efecto Compton [44]
Figura 7. Efecto fotoeléctrico [44]
A medida que el coeficiente de atenuación lineal aumenta en un
determinado material, este se ve más blanco en la imagen (hiperdenso para TC)
y los objetos con bajo coeficiente de atenuación lineal se observan más negros
(hipodensos en TC). Por otro lado, es importante tener en cuenta que los fotones
dispersados contribuyen de forma negativa al contraste de la imagen, ya que no
aportan información, cambiando la energía y dirección de los rayos incidentes.
Sin embargo, existen formas para disminuir la cantidad de dispersión: uso de
colimadores para hacer al rayo más estrecho, uso de película antidispersión que
29
solo deje pasar los rayos paralelos a los colimadores y reducir el campo de
visión (FOV).
Otro fenómeno para considerar es el endurecimiento del haz que provoca
un incremento gradual de la energía efectiva de los espectros polienergéticos, a
medida que penetran con mayor profundidad en el material. Esto sucede porque
los fotones de baja energía se atenúan fácilmente, y hace que el mismo tejido, a
una profundidad mayor, tenga un  menor. En consecuencia, produce que el
objeto que esté hecho del mismo material aparezca más negro en el centro
(menor ), y más blanco en la periferia de la imagen (mayor ). Con el objetivo
de corregir este artefacto, Hounsfield sugirió las unidades Hounsfield (HU) o
números TC [45].
1.2.7 Unidades Hounsfield
En la imagen de TC la matriz de reconstrucción de los coeficientes de
atenuación lineal (material) se transforma en una matriz de números TC
medidos en unidades Hounsfield del material o tejido correspondiente (UHmat).
La atenuación de los materiales o tejidos en la escala Hounsfield se expresa en
relación con el coeficiente de atenuación lineal del agua a temperatura ambiente
(agua) (figura 8):
30
Figura 8. Fórmula matemática para determinar el valor UH de un tejido [46]
El aire presenta por definición un valor teórico de -1000 UH (material
= 0) y el agua presenta un valor teórico de 0 UH (material = agua), y cada
incremento de la unidad Hounsfield se asocia con un aumento del 0,1% del
coeficiente de atenuación lineal relativo al del agua.
La siguiente figura (figura 9) muestra los valores típicos de los distintos
tejidos. A partir de la definición de UH se deduce que para todas las sustancias
y tejidos (excepto agua y aire) las variaciones de los valores de unidades
Hounsfield ocurren cuando se utilizan distintos kV en el tubo de rayos X, esto
es porque en función de la energía fotónica, diferentes sustancias y tejidos
exhiben una relación no lineal de su coeficiente de atenuación lineal en relación
con el del agua. Este suceso es más evidente en tejidos que tienen un número
atómico elevado, como lo es un tejido con realce de medio de contraste o el
hueso [46].
31
Figura 9. Valor UH relativo de distintos tejidos [47]
La profundidad mínima de bits que se debe asignar a un píxel es 12, esto
permite crear una escala de Hounsfield que va desde –1024 a +3071 HU,
cubriendo así la valoración de los tejidos más relevantes clínicamente. Extender
la profundidad de bits de la escala Hounsfield a 14 permite extender la escala
Hounsfield a una profundidad hasta +15359 UH, lo que la hace compatible para
valorar estructuras que tienen una alta densidad y un alto coeficiente de
atenuación lineal
[48]
. Una escala “extendida” permite una mejor visualización
de partes del cuerpo con implante metálicos, tales como: stents coronarios,
prótesis ortopédicas e implantes dentales o cocleares [49].
Las imágenes de TC se visualizan, por lo general, en un monitor usando
una escala de grises de 8 bits, ofreciendo así 256 valores de grises. Para
visualizar óptimamente los tejidos de interés en la imagen, es importante definir
los valores de gris que corresponden a cada tejido, esto se logra a través de una
32
correcta manipulación de los valores de ancho de ventana (WW) y de nivel de
ventana (WL).
 El ancho de ventana se define como el rango de UH que está representado
por los valores asignados que van del blanco al negro.
 El nivel de ventana define el valor de UH central dentro del ancho de
ventana.
En la práctica clínica, el valor UH teórico puede variar del valor UH
obtenido debido a distintos factores como el filtro de reconstrucción, FOV,
posición del objeto medido dentro del FOV y artefactos. Por lo que es necesario
mantener un correcto mantenimiento y una buena calibración del equipo de
tomografía computarizada para obtener resultados certeros, minimizando el
riesgo de una valoración poco objetiva de la zona que se busca evaluar [50].
1.2.8 Evolución de la tomografía computada, tipos de escáneres
En 1967 Godfrey Hounsfield en conjunto con los laboratorios EMI
diseñaron el primer prototipo de escáner el llamado EMI Mark I, con el cual se
obtuvieron las primeras imágenes de tomografía computarizada
[51]
. Estas
imágenes contaban con muy baja resolución espacial, matrices de 80 x 80
pixeles y se necesitaban largos tiempos para lograr adquirirlas (obtener la
imagen completa de un cerebro tardaba alrededor de 9 horas). A pesar de esto,
33
para lo que existía en esa época, representó una revolución en el campo de la
radiología [52].
Luego de que saliera el primer escáner, distintas empresas comenzaron a
incursionar en este campo con el fin de mejorar el primer prototipo, fue así que
en los posteriores tomógrafos computados se logró disminuir los tiempos de
exploración, reducir la dosis, mejorar la calidad de la imagen, crear nuevos
softwares que pudieran reconstruir el estudio más rápido y también la
ampliación de la aplicación clínica de la tomografía a la exploración de cuerpo
completo, expandiendo las áreas de estudio y por consiguiente su utilidad.
La evolución de la tomografía computada fue tal, que la inclusión de los
nuevos avances tecnológicos en estos equipos generó la necesidad de hacer una
división de estos mismos según características en común.
Los equipos de TC se pueden clasificar respecto a su geometría de
detección, modalidad de barrido y el número de cortes adquiridos por rotación
del tubo de rayos X [53].
1.2.8.1 Según su geometría de detección
Hace referencia a la estructura geométrica que permite al equipo obtener
los datos de atenuación del haz de fotones para procesarlos y generar las
34
imágenes tomográficas, es decir, la relación del tubo de rayos X con un detector
o con un conjunto de detectores, los movimientos que realiza el complejo tubodetector (traslación-rotación, solo rotación, etc.) y cuanta capacidad tiene de
abarcar la estructura anatómica en estudio. Estos equipos se clasifican en:
a) Primera generación. Se introduce al mercado en 1973, este cuenta con
un tubo de rayos X conectado a un detector ubicado al otro extremo
de él (conjunto tubo-detector), estos realizan un movimiento de
traslación-rotación, debido a que el haz de radiación es estrecho (tipo
lápiz) y no abarca la estructura anatómica en estudio con un solo punto
de dato, por eso es necesario este movimiento para obtener toda la
información requerida y así generar la imagen. El conjunto tubodetector se desplaza a lo largo de 160 posiciones, tomando una cierta
cantidad de medidas. A estas medidas se les conoce como una “vista”
(view). Luego el conjunto gira 1º y se reinicia el movimiento de
traslación para obtener una nueva vista, y así sucesivamente hasta 180
veces. En total se recogen 28.800 medidas (180 vistas con 160
muestras cada una). El tamaño del haz era de 3 mm paralelo al plano
del corte y 13 mm de ancho perpendicular al corte (a lo largo del eje
del paciente). Es este ancho de haz el que generalmente especifica el
grosor de corte que va a representar. El tiempo de exploración para un
corte es de aproximadamente 5 o 6 minutos.
b) Segunda generación. Se introduce a fines del año 1974 con la misión
de reducir los tiempos de exploración. Cuenta con un tubo de rayos X
y una fila de detectores con 3 o más de 20 elementos de detección [54].
35
El conjunto tubo-detectores realiza un movimiento de rotacióntraslación. El haz de rayos X adoptó la forma de abanico, sin embargo,
este formato supuso un incremento en la intensidad de radiación en la
periferia del haz debido a la forma del cuerpo, el cual fue compensado
con un filtro en forma de “pajarita”. Su principal ventaja frente al
equipo de primera generación es la reducción del tiempo de
exploración [55], esto lo hace en un factor de 1/n donde n es el número
de detectores. Con esto logró obtener barridos menores a 20 segundos,
permitiendo así que el paciente pueda mantener la respiración,
haciendo posible generar imágenes de su zona torácica [56].
c) Tercera generación. Se introduce a finales del año 1975 con el fin de
lograr escaneos más veloces (tiempo de exploración inferior a 5
segundos) en base a la eliminación del movimiento de traslación. Esto
lo consigue mediante la ampliación del haz de rayos X (el haz en
abanico abarca todo el ancho del paciente) y el aumento de detectores
(250 a más de 750 elementos detectores). El conjunto tubo-detectores
gira alrededor del paciente con un movimiento de rotación-rotación
[57]
. Una desventaja que presenta es la aparición ocasional del artefacto
en anillo, debido a que un detector o un conjunto de detectores no
funciona correctamente haciendo que la señal captada o la ausencia
de esta origine un anillo en la imagen reconstruida [58]. La solución fue
utilizar detectores de xenón que aumentan la eficiencia de detección,
y posteriormente el uso de detectores de estado sólido que presentan
una mayor eficiencia de detección (cercana al 100%).
36
d) Cuarta generación. Se introduce en el año 1976 en respuesta a las
limitantes del escáner anterior. Este escáner adopta el movimiento de
rotación-estacionario, dado que solo el tubo de rayos X rota alrededor
del paciente mientras que los detectores cubren todo el espacio en 360º
(anillo estacionario) permaneciendo inmóviles durante el corte. Con
esto lograron realizar barridos de tan solo 1 segundo. Un problema
que presenta este tipo de geometría es que requiere un alto número de
detectores necesarios para completar el anillo. Además, para que el
tubo pueda rotar por dentro del anillo de detectores, el diámetro del
anillo debe expandirse y alcanzar un orden de 1.75 cm. Ambos efectos
tienden a producir una disminución de la eficiencia de detección y
aumenta relativamente la dosis del paciente. Sin embargo, con la
llegada de los detectores de estado sólido, hubo un aumento de la
eficiencia de detección y del número de detectores (hasta 4800) [59].
e) Quinta generación o también denominado tomografía por rayos de
electrones “EBCT” (Electron Beam CT). Este equipo se propuso en
1977 con el objetivo de proporcionar tiempos de exploración más
cortos para los exámenes cardíacos y así conseguir barridos sin el
movimiento mecánico. Para esto, se incorpora un haz de electrones el
cual debe ser acelerado, enfocado y dirigido electromagnéticamente
sobre el ánodo (un objeto en forma de anillo que rodea al paciente).
Una exploración parcial de 216º se completa en tan solo 50 a 100 ms
y se repite prácticamente sin tardanza. El primer EBCT fue
desarrollado por D.P. Boyd y fueron introducidos al mercado por
Imatron Inc. El uso del equipo en la década de los 80 y 90 fue bastante
reducido por el alto costo y limitaciones en la calidad de la imagen,
37
además en ese tiempo aparecieron los TC helicoidales multicortes que
demostraron ser superiores con respecto a la calidad de la imagen y la
velocidad de exploración por volumen [60].
1.2.8.2 Según su modalidad de barrido
Hace referencia a como el complejo tubo-detectores gira alrededor del
paciente, mientras avanza la camilla, para adquirir los datos, es decir, si el
movimiento es continuo o debe detenerse a medida que avanza. Estos equipos
se clasifican en:
a) Secuencial. Este realiza la adquisición de un corte por medio de una
rotación del complejo tubo-detectores en 360º alrededor del paciente. Al
ser alimentado de energía eléctrica a través de cables (tener en cuenta que
el tubo y el generador están dentro del gantry), para que el gantry pueda
realizar otro giro es necesario movilizar la camilla y ejecutar la siguiente
rotación del complejo tubo-detectores en el sentido contrario al anterior,
para así desenredar los cables. Debido a la dinámica de este equipo, es
preciso evitar el movimiento del paciente y de sus estructuras internas
durante cada giro de 360º, también evitar el movimiento entre cada corte
si se quiere lograr imágenes multiplanares consistentes y, mucho más si
se quiere hacer un volumen rendering (3D).
38
b) Helicoidal. Este equipo se introduce a fines de los años 80. Se caracteriza
principalmente por tener una adquisición de los datos de forma continua
a lo largo de todo el volumen analizado. Se basa en la tecnología de
rotación continua (slip-ring), la cual permite el giro sin interrupciones del
gantry, esto gracias a la independización de los cables de alimentación
eléctrica, debido a la incorporación de anillos deslizantes. Cuando se hace
que la camilla avance de forma simultánea a una cierta velocidad
previamente asignada, se obtiene un barrido del haz que va describiendo
sobre el paciente una “hélice” de paso conocido. El barrido continuo
genera una disminución considerable del tiempo de exploración y
también permite una utilización más eficiente del tubo de rayos X. A
cambio de esto, los datos recogidos no corresponden exactamente a un
corte axial completo, puesto a que la sección de ese corte se va
desplazando
continuamente
en
conjunto
con
la
camilla.
La
reconstrucción de las imágenes helicoidales se hace utilizando los
mismos principios y algoritmos básicos en un TC convencional. Sin
embargo, precisa de un paso adicional, llamado “interpolación en z” o
“algoritmo de reconstrucción”. Este paso es para determinar un valor
desconocido entre dos conocidos, en este caso para determinar el valor
desconocido entre cada barrido. Aparte de las características propias de
los TC convencionales, el equipo helicoidal presenta dos características
propias de su funcionamiento, una es la velocidad de desplazamiento de
la camilla y la otra el factor de desplazamiento (pitch). La velocidad de
avance de la camilla varía según el equipo a utilizar, un equipo monocorte
puede utilizar velocidades de 1mm/s, en cambio un equipo multicorte
puede superar valores de 80 mm/s. En cuanto al pitch definido para
39
equipos monocorte es la relación entre la longitud de desplazamiento de
la camilla en una rotación de 360º y el espesor de corte (figura 10). Es
normal utilizar valores próximos al 1, pero nunca superiores a 3 para no
reducir la calidad de la imagen [61].
Figura 10. Factor de desplazamiento [61]
1.2.8.3 Según el número de cortes por rotación
Hace referencia a la cantidad de imágenes que el equipo puede hacer
luego de una rotación del tubo en 360º. Con el fin de ir disminuyendo los
tiempos de adquisición de datos, se adicionaron filas de detectores en el eje z
del paciente para abarcar más cobertura anatómica en cada giro del complejo
tubo-detectores. Estos equipos se clasifican en:
a) Helicoidal monocorte. La introducción de la técnica helicoidal fue un
gran avance en la tecnología de estos equipos, sin embargo, al contar solo
con una fila de detectores en el plano xy, implica que por cada rotación
40
del complejo tubo-detectores en 360º solo se puede obtener un corte
tomográfico, esto supuso un problema importante para la técnica.
En primer lugar, se genera un sobrecalentamiento importante en el tubo
de rayos X cuando se realizan estudios de grandes volúmenes como lo es
abdomen y pelvis en donde se deben cubrir superficies de alrededor de
60 cm. Esto a su vez limita la realización de adquisiciones con espesores
de corte fino en zonas de gran cobertura y, en consecuencia, no se logran
reformateos de gran calidad imagenológica.
Una solución directa a este problema fue desarrollar un tubo de rayos X
con mayor capacidad calórica. Otra solución fue ampliar la apertura del
haz de rayos X en la dirección z (espesor de corte), en conjunto de la
incorporación de múltiples filas de detectores en este mismo eje, para así
recopilar una mayor cantidad de datos en más de un corte a la vez. Este
enfoque puede reducir el número total de rotaciones y, a su vez el uso
total del tubo. Esta es la idea básica de un tomógrafo computado
helicoidal multicorte.
b) Helicoidal multicortes. A finales de los años 90 se introduce la técnica
helicoidal multicorte (TCMC o TCMD). Estos equipos difieren de los
monocorte principalmente en el diseño de los conjuntos de detectores.
Como ya se mencionó, el equipo monocorte consiste en una larga fila de
detectores en el plano xy y hacia la dirección del eje z estos detectores
son monolíticos, pero se presentan de forma más alargada (generalmente
de 20mm) para así interceptar todo el ancho del haz de rayos X. En el
41
caso de un equipo multicorte cada uno de los detectores monolíticos en
la dirección z se dividen en varios elementos detectores más pequeños,
formando una matriz bidimensional. En lugar de una sola fila de
detectores, ahora hay múltiples filas paralelas a ellos [62]. En 1990 Elscint
lanzó un equipo de tercera generación, con un doble arco de detectores
que permitía obtener dos cortes en una sola vuelta. En la actualidad el
mercado ofrece equipos capaces de obtener en una vuelta 16, 64, 128
hasta más de 300 conjuntos de datos. Como resultado se obtiene una
reducción drástica del tiempo de barrido en volúmenes amplios, una
resolución mejorada en el eje z y una capacidad mejorada para reconstruir
imágenes tridimensionales [63].
1.2.9 Componentes de un equipo de tomografía computada
1.2.9.1 Gantry
En el Gantry se encuentran adosados todos los elementos necesarios para
la obtención de los perfiles de transmisión del paciente. Estos elementos
corresponden al:
a) Generador de alto voltaje. Su función es otorgar al tubo de rayos X la
capacidad de generar radiación ionizante de acuerdo con las
características seleccionadas por el operador, es decir, permite al equipo
42
que emita de forma continua fotones con un kV y mA determinados,
según las capacidades que tenga el equipo.
b) Tubo de rayos X. Es un recipiente de vidrio, rodeado de una cubierta de
plomo con una pequeña ventana que deja salir el haz de radiación. Este
presenta en su interior un cátado con determinados filamentos y un ánodo
rotatorio (ambos de tungsteno) que, en conjunto con el generador de alto
voltaje son capaces de producir rayos X. Este tubo suele ser bastante
grande, debido a la considerable demanda térmica requerida para generar
buenas imágenes. La mayoría ocupa rotores de alta velocidad para disipar
el calor. Tienen tamaños de foco variables según las necesidades que
requiera la obtención de la imagen. Los valores de potencia se encuentran
en un rango entre 60-120kW, y los valores de tensión varían entre 80 y
140 kV.[64]
c) Colimadores. Para el estudio de la zona deseada, es necesaria la
colimación del haz de rayos X, de modo que sean los fotones más
energéticos los que atraviesen el tejido del paciente, reduciendo al mismo
tiempo efectos adversos provocados por la radiación. Esto se logra por
medio del colimador prepaciente y postpaciente [65]:
 El colimador prepaciente se coloca adyacente al tubo de rayos X.
Tiene la función de limitar la anchura del haz, disminuyendo así la
zona a irradiar, por lo tanto, determina la dosis que recibe el
paciente.
43
 El colimador postpaciente define el tamaño del espesor de la
colimación (el espesor de corte) y elimina la región de penumbra
producida por el haz de fotones [66].
d) Filtros. Además de la filtración característica de los equipos de rayos X,
los tomógrafos incorporan los “filtros de forma” estos generan un
gradiente de intensidad del haz de rayos X en el plano axial y en dirección
perpendicular al rayo central. La finalidad del gradiente y los filtros es
reducir el rango dinámico de la señal captada por el detector [67].
e) Detectores. Corresponden a cualquier dispositivo o elemento sensible a
la radiación, con la capacidad de producir una señal eléctrica o luminosa
al contacto con el haz de rayos X para su posterior medición y
reconversión en una imagen digital. Para ello, estos elementos deben
cumplir con las siguientes características:
- Deben ser de respuesta rápida
- Buena eficiencia de detección
- El elemento detector debe tener la máxima transparencia para
captar la mayor cantidad de señal proveniente del haz de radiación
- Deben ubicarse en contraposición al tubo de rayos X [68].
En TC se utilizan principalmente detectores gaseosos y de centelleo:
 Los detectores gaseosos son incorporados en los primeros modelos
de tomógrafos computados. Consisten en pequeñas cámaras de
ionización que en su interior contienen gas a presión (xenón o
44
mezcla de xenón-kriptón). Cada cámara es separada por láminas de
tungsteno, una vez que el haz de radiación interactúa con el gas del
detector se generan cationes y aniones que migran a las láminas de
tungsteno y, a partir de ese suceso se genera la señal que
posteriormente da paso a la formación de la imagen.
A pesar de ser un detector de respuesta rápida y uniforme, tienen
algunas desventajas entre las cuales destacan:
- Baja eficiencia de detección cuántica (menor al 70%), con el
paso del tiempo pierden gas, por tanto, deben ser recargados
cada cierto periodo de tiempo,
- Imposibilidad de integrarlo a tomógrafos computarizados
multicortes.
- Su principio de funcionamiento es el gas, por lo que es necesario
recargarlos cada cierto tiempo.
 Los detectores de centelleo son los más utilizados en la actualidad.
Estos se componen de un cristal sólido o un cerámico que en un
principio se encontraba anexado a un tubo fotomultiplicador, pero
este último era muy grande y requería alimentación eléctrica para
su funcionamiento, en consecuencia, fue sustituido por un
fotodiodo que tiene un tamaño reducido, es económico y no
requiere de suministro eléctrico.
45
El cristal al contactar con la radiación proveniente del paciente
emite luz, la cual es dirigida hacia el fotodiodo que se ubica en la
parte posterior del detector para ser convertida en señal eléctrica.
Para reducir la radiación dispersa, se añade delante del detector una
rejilla antidifusora que básicamente consta de pequeñas láminas de
material muy absorbente (tungsteno) alineadas al eje Z del equipo.
Algunas características de estos detectores son:
- Excelente eficiencia de detección (alrededor del 100%)
- Respuesta rápida
- Existe una buena transparencia en la luz generada, esto
garantiza una detección óptima por parte de los fotodiodos.
Los sistemas de detección actuales presentan miles de detectores
de centelleo, estos se encuentran separados por un septo para
impedir que la luz proveniente del haz de radiación que atraviesa
al paciente en un segmento específico sea captada en dos detectores
al mismo tiempo. Tanto las láminas que forman el septo como los
elementos que forman la rejilla antidifusora deben ser lo más
pequeñas posibles, ya que estas reducen el área efectiva de
detección de los fotones.
En los equipos multicorte, la distribución de los detectores de
centelleo es a lo largo del eje X (en forma de abanico) y a lo largo
del eje Z (en forma rectangular, también llamados “filas de
detectores”). La cantidad óptima de detectores para la obtención de
46
una imagen con una resolución espacial de buena calidad, debe ser
el doble de los detectores necesarios para cubrir el FOV (field of
view). [69]
f) Sistema de adquisición de datos (DAS). Es el paso siguiente del detector
y constituye la electrónica que permite transformar la señal eléctrica
(señal análoga) en una señal digital y, que pueda ser entendida por el
sistema de reconstrucción de imagen (IRS). Este sistema consiste en 3
componentes principales: el amplificador, el conversor análogo-digital
(CAD) y el transmisor. Estos tres componentes logran; amplificar la
señal recibida por los detectores, convertir la señal análoga en digital para
que sea reconocida por la unidad de procesamiento de datos y, por último,
transmitir esa señal digital al sistema de reconstrucción de imágenes
(IRS).
1.2.9.2 Camilla
La camilla es la zona en donde se localiza al paciente durante el estudio,
por lo tanto, esta debe ser confortable. Tiene que descender tanto como sea
posible para que el paciente pueda acostarse sin problemas y también debe
elevarse a la posición exacta de examinación. También debe tener movimientos
de alta precisión, tanto para el posicionamiento de examinación como en la
velocidad de avance durante el estudio [70].
47
1.2.9.3 Sistema de reconstrucción de imagen (IRS)
Este sistema procesa los datos de la señal digital (también conocida como
(raw data) generada en el DAS. Su objetivo es cuantificar el grado de atenuación
del haz de rayos X producido en los distintos tejidos del cuerpo y, a partir de
ello darles una ubicación espacial lo más cercana a la realidad [71].
Si bien existen variados métodos de reconstrucción de las imágenes en
tomografía computarizada, a continuación, se describirán los más utilizados en
la actualidad, la retroproyección filtrada (FBP) y el método iterativo:
a) Método de retroproyección filtrada. Es la técnica de reconstrucción de
imagen más antigua y extendida en la actualidad, la gran mayoría de los
equipos de tomografía computada utilizan esta técnica para la
reconstrucción de imágenes.
Para lograrlo, como primer paso toma la raw data y obtiene los perfiles
de intensidad determinados a partir de le ecuación de Lambert y Beer,
luego el perfil de absorción, y a partir de la sumatoria de ambas es que
obtiene la proyección.
El segundo paso tiene que ver con la teoría matemática desarrollada por
Johann Radon “la transformada de Radon”, la cual pretende obtener una
función de dos variables, en este caso la distribución de los coeficientes
de atenuación lineal (UH) en el plano de la imagen xy a través de la
48
integración de funciones lineales (proyecciones) que atraviesan al objeto
(paciente). La transformada de radón va a determinar la formación del
sinograma, que es una representación primitiva de la imagen que se desea
obtener. Sin embargo, en TC lo que se quiere conseguir es la distribución
del objeto f(x,y) a partir de las proyecciones y/o sinograma, es decir,
aplicar la transformada inversa de Radon. El inconveniente de esta
transformada es que, para obtener el objeto original f (x,y) a partir de las
proyecciones, requiere un número infinito de estas.
Para solucionar esto, se propuso la aplicación de la transformada de
Fourier y de la transformada inversa de Fourier las cuales permiten el
paso del dominio espacial f (x, y) al domino de la frecuencia espacial
f(kx,ky), conocido como espacio K. El teorema de la proyección indica
que la transformada de Fourier unidimensional P (k, Ɵ), corresponde a la
línea que atraviesa el espacio k f (k x, k y), por tanto, si estas proyecciones
son interpoladas para obtener una representación cartesiana de f (k x, k y),
es posible tomar la transformada inversa de Fourier y lograr la imagen
f(x, y) deseada [72] (Figura 11).
Figura 11. Representación paso a paso del proceso de reconstrucción de
imagen basado en el método de retroproyección.
49
a) proceso de reconstrucción basado en el teorema de la proyección. b)
transformada de Fourier que genera líneas con distribución radial en el
espacio k. c) aplicación de la transformada inversa de Fourier para la
obtención de la imagen final [72].
Se le llama retroproyección debido a que este proceso utiliza los datos de
las proyecciones para lograr obtener los datos que permiten reconstruir el
objeto original. En cuanto más proyecciones se realicen, más parecida a
la realidad será la imagen.
El inconveniente de esta reconstrucción es que los datos se concentran
principalmente en el centro de la imagen, lo que provoca que se vea
borrosa. Por lo tanto, como último paso es necesario contrarrestar este
problema mediante la aplicación de filtros que permitan mejorar la
calidad de la imagen. Existen dos tipos de filtros, el primero es el filtro
de Lakshminarayanan, filtro Sharp o de hueso, el cual realza solo los
valores de las frecuencias más altas permitiendo una mejor valoración del
tejido óseo y la presencia de aire en tejidos donde normalmente no se
encuentran. El segundo es el filtro Smooth o de partes blandas el cual
realza los valores de las frecuencias medias, este permite resaltar tejidos
con valores de densidad intermedios, consiguiendo la visualización
óptima del tejido blando. Así es como se consigue la retroproyección
filtrada [73].
b) Método iterativo. La reconstrucción iterativa fue introducida como una
alternativa para la solución de los problemas anteriormente mencionados
50
en la retroproyección filtrada. Esta es una técnica de reconstrucción
algebraica (ART) basada en el uso de matrices estimativas para la
valoración de los perfiles de atenuación representados dentro del vóxel
que se desea reconstruir. En un inicio su uso se encontraba limitado a la
reconstrucción de imágenes en SPECT y PET en medicina nuclear,
debido a la baja capacidad de los computadores para realizar la
reconstrucción de la imagen en tomografía computarizada la cual obtiene
una cantidad de imágenes considerablemente mayor a las técnicas antes
mencionadas.
Para explicar este método, se tiene en un principio a todos los pixeles de
la imagen ajustados a un valor arbitrario, luego a través de un proceso
iterativo se cambia de forma paulatina la matriz de imagen de modo que
se corresponda con los perfiles de atenuación.
El algoritmo iterativo comienza proponiendo un objeto f i, que presenta
una distribución homogénea de atenuaciones, luego se calculan las
proyecciones pi, que corresponden al objeto propuesto y las compara con
las proyecciones verdaderas recogidas por el detector po. el objeto
propuesto f
las
i+1
, se va actualizando, tomando como base la diferencia de
proyecciones.
Este
procedimiento
es
posible
expresarlo
matemáticamente mediante la fórmula “Pi = A f i + e”. En donde “A”
corresponde a la matriz, respuesta del detector, y otros parámetros físicos
del equipo de tomografía computada. “e” corresponde al error producido
por el ruido. A partir de este proceso, se genera una secuencia de
51
distribuciones de atenuación f 1, f 2…f
n
hasta que se obtiene un valor
óptimo basado en la comparación de pi con p0 [74] (figura 12).
Figura 12. Descripción paso a paso del procedimiento de
reconstrucción iterativo [74].
Esta técnica de reconstrucción de imágenes tiene una ventaja en
particular, y es que permite adquirir imágenes con dosis de exposición
significativamente menores que las utilizadas para reconstruir una imagen
con retroproyección filtrada (entre 50-75% menos de dosis). Se obtienen
imágenes con una calidad diagnóstica aceptable, menor ruido, mejor
manejo de artefactos metálicos y, en algunos casos mejor valoración de
patologías específicas (cardíacas, pulmonares y hepáticas). En la
actualidad existen 4 empresas que comercializan esta técnica para su uso
en tomografía computarizada, General Electric (GE) con ASiR, Siemens
con IRIS, Philips con iDose y Toshiba con reducción de dosis adaptativa
[75]
.
Ya finalizado el proceso de reconstrucción de las imágenes, estas van a
ser transmitidas a la consola para ser visualizadas y manipuladas por el
operador.
52
1.2.9.4 Consola del operador
En esta consola el operador puede controlar y modificar los parámetros
de adquisición como: kV, mAs, tiempo de rotación del tubo, espesor de corte,
FOV, algoritmo de reconstrucción, etc. Se puede elegir los límites de
examinación en el paciente. Una vez realizado el estudio, se visualizan las
imágenes que envía el IRS, estas pueden ser modificadas, por ejemplo, pueden
ser ventaneadas (cambiar el nivel y ancho de ventana), se pueden generar
reformaciones multiplanares (MPR), realización de imágenes en 3D (Volume
rendering), entre otros [76].
1.2.10 Adquisición de la imagen en tomografía computada
El proceso de adquisición de la imagen hace referencia a la recolección
sistemática de los perfiles de atenuación de los fotones que atraviesan al
paciente, producidos a partir de los perfiles de intensidad de radiación que
fueron captados por los detectores para generar la imagen tomográfica.
Recordando que el objetivo principal del estudio por tomografía computarizada
es reconocer la distribución espacial exacta de los coeficientes de atenuación
lineal de todos los elementos de la imagen (pixeles) de una matriz de
reconstrucción determinada.
53
Para dar inicio a la adquisición de las imágenes el operador debe cumplir
una serie de acciones para lograr obtener las imágenes de la estructura en
estudio, además debe tener conocimiento del protocolo de adquisición que debe
utilizar según lo solicitado en la orden médica del paciente.
El primer paso es posicionar al paciente según el estudio a realizar. Luego
se adquiere un scout view o escanograma en donde se establecerán los límites
del estudio o FOV. Para ello se realizarán dos adquisiciones, una en proyección
anteroposterior y la siguiente en vista lateral, y el tubo de rayos X en dos
posiciones: 90º y 180°. Una vez establecidos los límites del estudio, se
seleccionan los parámetros de exploración (kV, mAs, espesor de corte,
espaciados entre cortes, pitch, algoritmo de reconstrucción, etc.). Teniendo esto,
el equipo está listo para comenzar la exploración. Se dan las instrucciones de
respiración al paciente (si corresponde) y se aprieta el botón de inicio del
examen. Una vez obtenidos los datos, se debe reformatear las imágenes con
reconstrucciones multiplanares (MPR) y cualquier manipulación que sea
requerida para facilitar el diagnóstico del estudio realizado [77].
1.3 Resonancia Magnética (RM)
1.3.1 Fundamentos de la resonancia magnética
La resonancia magnética es una modalidad imagenológica de alta
complejidad basada en la utilización de ondas de radiofrecuencias y campos
54
magnéticos para generar imágenes médicas con gran detalle anatómico de la
sección a estudiar. A diferencia de la tomografía computarizada, esta no utiliza
radiaciones ionizantes por lo que la hace un “estudio inocuo”.
Esta modalidad se basa en el fenómeno físico de la resonancia magnética
nuclear (RMN). Su fundamento consiste en como ciertos núcleos al ser
sometidos a un campo magnético pueden presentar varios estados o niveles
energéticos. Un núcleo puede pasar de un estado de menor energía a uno de
mayor energía si se le comunica exactamente la diferencia entre ambos niveles
energéticos mediante una onda de radiofrecuencia (para los núcleos de
hidrógeno). Cuando se absorbe esta energía proveniente de la onda se dirá que
el núcleo ha entrado en resonancia.
La RM la presentan núcleos con un número atómico (Z) y/o número
másico (A) impar. De la amplia gamma de núcleos que presentan estas
características, el más utilizado para realizar este examen es el protón de
hidrógeno (H), debido a que es el más abundante en los tejidos biológicos y por
sus propiedades magnéticas. El protón de H que va a constituir la base de la
señal en RM procederá de los radicales (-OH), de la molécula del agua (en todos
sus estados) y del H de los radicales -CH2-CH3 de las grasas.
Los protones de hidrógeno que están bajo el campo magnético pueden
absorber selectivamente la energía de la onda de radiofrecuencia (hacen
resonancia). Cuando se termina el estímulo de la radiofrecuencia, liberan el
exceso energético mediante la transferencia de energía al medio (relajación del
núcleo). Esta liberación energética es captada por una bobina receptora de
55
radiofrecuencias la cual va a generar la señal con la que se obtendrán las
imágenes.
Para poder construir las imágenes es necesario un sistema de codificación
espacial que indique el lugar en donde se genera la señal en el paciente, un
almacenamiento y un proceso de decodificación de la señal para construir las
imágenes en el sistema receptor. Este proceso se realiza a través de los
gradientes magnéticos que proporcionan el medio de codificación, pasando
localizaciones espaciales a frecuencias espaciales. Se le denomina “Espacio K”
al sistema de almacenaje de codificaciones de frecuencias espaciales, este
proporciona los datos de forma apropiada para aprovechar las transformaciones
matemáticas que codifican los dominios frecuenciales a dominios espaciales
(transformaciones de Fourier) y así obtener las imágenes [79].
1.3.2 Espín nuclear, momento angular y momento dipolar magnético
Un átomo de hidrogeno consiste básicamente en un protón y un electrón.
El núcleo del átomo de H contiene un único protón, que gira de forma constante
alrededor de su propio eje (spinning), actuando como una carga eléctrica en
continuo movimiento. A este movimiento continuo se le denomina espín y es la
base del magnetismo del núcleo (Figura 13) [80,81].
56
Figura 13. Representación esquemática de un protón de H realizando
spinning [82].
El protón posee dos grandes propiedades:
 Como una masa giratoria (m), el protón dispone de un momento angular
(espín), o sea su movimiento es girando entorno a su propio eje (figura
14).
 Como una masa giratoria que presenta carga eléctrica, el protón presenta
un momento dipolar magnético que hace que se comporte como un “imán
pequeño”, en consecuencia, este puede ser afectado por campos
magnéticos
externos
y
ondas
electromagnéticas
(como
las
radiofrecuencias) y, cuando se mueve, induce un voltaje en la bobina
receptora (figura 15) [83].
Figura 14. Momento angular [83]
57
Figura 15. Momento dipolar magnético [83]
Por lo tanto, para que ocurra la resonancia magnética es necesario que las
partículas presenten espín y carga como, por ejemplo, el núcleo de hidrógeno.
1.3.3 Núcleo de Hidrógeno
Como ya se mencionó anteriormente, el átomo de hidrogeno está
compuesto por un protón y un electrón, se encuentra en gran abundancia en el
cuerpo humano. Su núcleo posee dos propiedades: el momento angular (por ser
espín) y el momento dipolar magnético (por presentar carga).
Además de todo esto, dispone de un número cuántico de espín nuclear de
½, esto quiere decir que tiene dos estados de orientación posibles; los, +½, UP,
paralelo o baja energía y los -½, DOWN, antiparalelo o alta energía. Esta
disposición facilita la codificación de la señal, ya que solo aparecen 2 estados
cuando se aplica un campo magnético externo (B0) que es lo esperado en un
estudio por RM.
58
Cuando los protones de H no están bajo la influencia de un campo
magnético externo (B0), la orientación de cada uno de ellos se encuentra al azar
(figura 16). A esto se le denomina estado de equilibrio de Boltzmann.
Figura 16. Protones en equilibrio de Boltzmann [84]
Pero, cuando los protones son dejados bajo un campo magnético externo
(B0), estos se van a comportar como pequeños imanes alineándose en forma
paralela y antiparalela a las líneas de campo magnético. Diremos que ha
aparecido una magnetización (figura 17).
Bo
Figura 17. Orientación paralela y antiparalela de los protones bajo la
influencia del campo magnético externo (B0) [84]
59
1.3.4 Precesión
Teniendo en cuenta estas dos orientaciones, según la mecánica cuántica
el vector del momento dipolar magnético (µ) tiene una angulación de 54.7º con
respecto a la dirección del B0. Según la mecánica clásica ambas orientaciones
no serían posibles, porque la de mayor energía (antiparalelo) tendería a
orientarse a la de menor energía (paralelo) o sea a la dirección del campo
magnético. Pero esto si es posible debido al vector de momento dipolar
magnético (µ), ya que realiza un movimiento de giro alrededor de la dirección
del vector del campo magnético externo (B0). Este movimiento del vector µ
alrededor de B0 se denomina movimiento de precesión (figura 18).
54,7º
B
µ
Figura 18. Movimiento de precesión del vector µ alrededor de B0 [84]
El movimiento de precesión existe solo por el hecho de someter al núcleo
de H bajo el campo magnético y no es necesario ninguna emisión de ondas de
radiofrecuencia [84].
60
La precesión de los núcleos ocurre a una velocidad característica que es
proporcional a la fuerza del campo magnético de B0 y se llama frecuencia de
Larmor. La alineación de los protones paralelos al campo magnético es un
proceso gradual y, se asocia con la disipación de energía.
La frecuencia de Larmor es directamente proporcional al a fuerza del
campo magnético de B0 y viene dado por la ecuación de Larmor, en donde:
= Es la frecuencia de Larmor en megahercios [MHz]
= Constante o relación giromagnética característica para cada partícula, se
mide en MHz/T
= Fuerza del campo magnético en tesla (T)
Los protones de H tienen una constante giromagnética de 42.58 MHz/T,
lo que resulta en una frecuencia de Larmor de 63.9 MHz a 1.5 T [85]
1.3.5 Magnetización de un elemento de volumen
Dentro de un vóxel se tiene una cierta cantidad de protones de H que
cuando se le somete bajo un campo magnético los protones se ven obligados a
precesar, sin embargo, sus frecuencias de precesión son ligeramente distintas,
ya que son dependientes de su entorno bioquímico. Al no tener la misma
61
frecuencia, aunque tengan un movimiento manteniendo la misma angulación,
unos se van a adelantar respecto a otros. Esto hace referencia a que los
movimientos de precesión de los protones de H dentro del vóxel no están en
fase [86].
Como se explicó anteriormente, los protones de H solo tienen dos estados
energéticos y dos orientaciones posibles. Los protones se reparten casi de forma
equitativa entre estos dos sentidos, pero existe una ligera preferencia a la
alineación paralela (menor energía) en dirección al vector del campo magnético
(B), ya que es un estado de energía más favorable [87]. Es esta pequeña diferencia
la que realmente produce la magnetización [siendo representada por el vector
de magnetización (M)] (figura 19). Como la diferencia de energía entre las dos
orientaciones depende de la intensidad del campo magnético externo, M
aumenta con la intensidad del campo [88].
Figura 19. Obtención del vector M de un vóxel como resultado de la suma
vectorial de los momentos dipolares magnéticos de los espines [89].
62
Por otro lado, a la dirección del campo magnético (B) se le define como
el eje z (eje longitudinal) de un sistema cartesiano fijo de referencia en el
espacio, la magnetización en esta dirección adopta el nombre de magnetización
longitudinal (Mz). El plano xy perpendicular al eje z, constituye el plano
transversal y, cuando se genera magnetización en esta dirección se le denomina
magnetización transversal (Mx,y) (figura 20) [89.]
Figura 20. Definición del sistema cartesiano de referencia [89]
1.3.6 Propiedades magnéticas de la materia
Para comenzar a hablar sobre las propiedades magnéticas de la materia,
es necesario definir los conceptos de permeabilidad magnética y susceptibilidad
magnética.
63
1.3.6.1 Permeabilidad magnética
La permeabilidad magnética (μ) es la capacidad de un medio/material
para atraer o dejar pasar a través de sí mismo las líneas de fuerza del campo
magnético externo al cual es sometido. Cuando un material se aproxima a un
campo magnético externo (B0), este material de alguna manera va a
interaccionar con las líneas fuerza de B0, y lo hará de dos formas:
 Atraerá las líneas de fuerza de B0 hacia su interior (ferromagnéticos y
paramagnéticos)
 Expulsará las líneas de fuerza de B0 hacia afuera (diamagnéticos).
Para evaluar la permeabilidad magnética de un medio/material se debe
tener en conocimiento el valor de la permeabilidad magnética absoluta del
material (μ), la permeabilidad magnética del vacío (μ0) y la permeabilidad
magnética relativa (μr), siendo esta última la que permite clasificar y comparar
los materiales entre sí. Esta la podemos calcular con la siguiente expresión:
Cuando la μr de un material toma el valor de 1, el material se comportará
igual al vacío o al aire. Si toma un valor mucho mayor a 1, el material tendrá un
comportamiento ferromagnético. Si toma un valor ligeramente superior a 1, el
material se comportará de forma paramagnética. Por otro lado, si adquiere un
valor inferior a 1, su permeabilidad será menor incluso que la del vacío y su
comportamiento será diamagnético (figura 21) [90].
64
Figura 21. Comparación simple de permeabilidades para: ferromagnetos (μf),
paramagnetos (μp), diamagnetos (μd) y el vacío (μ0) [91]
1.3.6.2 Susceptibilidad magnética
Se denomina susceptibilidad magnética ()
a una constante de
proporcionalidad adimensional que mide cuanto tiende a magnetizarse un
material cuando es expuesto a un campo magnético externo. En palabras más
sencillas, sería “cuantas líneas de fuerza del campo magnético es capaz de atraer
a su interior el material”.
Los materiales con un  >> 0 son los ferromagnéticos, en su interior el
campo magnético tiende a ser excesivamente mayor que el campo magnético
externo al que está sometido, esto hace que atraigan con mayor fuerza las líneas
de campo a su interior. Los que tienen un >0, en su interior el campo magnético
es levemente superior al campo magnético externo, atrayendo así, ligeramente
las líneas de campo a su interior. Y finalmente el medio que tiene <0, en su
65
interior el campo magnético tiende a ser menor que el campo magnético
externo, provocando que expulse las líneas de campo.
Por lo tanto, la susceptibilidad magnética dependerá de la permeabilidad
magnética del material, ya que los materiales que tengan una permeabilidad
mayor serán capaces de atraer mayormente las líneas de campo a su interior. A
continuación, se dejará un esquema de algunos materiales que son
ferromagnéticos, paramagnéticos y diamagnéticos (tabla 2) [92].
Propiedades
magnéticas
Ferromagnéticos
Permeabilidad y
susceptibilidad
magnética
μr >>1 //  >> 0
Paramagnéticos
μr >1 //  > 0
Materiales
Hierro, Niquel, Cobalto
Radicales libres y los iones
metálicos Cu +2, Mn +2, etc.
Diamagnéticos
Oro, Plata, Platino, Titanio, Tántalo,
μr <1 //  < 0
Tungsteno, Materiales Cerámicos,
Zirconio, Silicona-nítrido, Plexiglás,
Nylon, Teflón, Aluminio.
El organismo humano en sí es
diamagnético, pero los distintos
tejidos biológicos poseen distintos
valores de μ y 
Tabla 2. Materiales según su permeabilidad y susceptibilidad magnética [92]
66
1.3.7 Componentes principales de un resonador
El equipo se compone principalmente por (figura 22):
 Imán o magneto, elemento esencial para crear el magnetismo en el tejido
del paciente [genera el campo magnético externo o principal (B0)]
 Un sistema de gradientes compuesto por tres bobinas que van a generar
variaciones uniformes en el campo magnético en las direcciones z, x, y
 y, la bobina de radiofrecuencia encargada de enviar los pulsos de
radiofrecuencia hacia el paciente cuando se quiera realizar una excitación
a nivel nuclear [93,94].
Figura 22. Componentes principales del resonador [95]
67
1.3.7.1 Magneto y campo magnético externo (B0)
El magneto es la estructura del resonador encargado de generar el campo
magnético (B0). Esto lo hace a partir de cargas eléctricas que se encuentran en
constante movimiento, lo cual provoca que se origine el campo magnético
perpendicular a este. La intensidad del campo se expresa en unidades de
inducción magnética como lo es el tesla (T) y Gauss. B0 debe cumplir con
ciertas características [96]:
 Una intensidad de campo magnético adecuada, que generalmente varía
de 0.2T a 3T para RM diagnóstica [97].
 El campo magnético debe tener una alta estabilidad sin fluctuaciones en
la intensidad del campo [98]
 El campo magnético al ser creado por una corriente eléctrica continua,
el conductor que lleva la corriente debe tener forma helicoidal para
lograr un campo magnético más homogéneo [99]
 Sin embargo, de igual manera presenta uniformidades de forma
inherente. La solución para optimizar su homogeneidad es a través de un
proceso conocido como shimming, el cual incorpora pequeñas piezas
ferromagnéticas dentro del resonador (shimming pasivo) y/o instala
pequeñas bobinas por las cuales pasa corriente continua, generando
pequeños campos magnéticos adicionales (shimming activo). La
homogeneidad del campo magnético se expresa en ppm dentro de un
volumen esférico determinado [100].
68
1.3.7.1.1 Tipos de magnetos
En la práctica clínica, podemos encontrar diversos tipos de resonadores,
y según su funcionamiento los imanes se pueden clasificar en permanentes,
electroimanes (resistivos y superconductores):
a) Los
imanes
permanentes
están
construidos
ferromagnéticas (hierro, níquel u otros materiales)
grandes campos magnéticos de forma permanente
con
[101]
[102]
sustancias
estos generan
y no precisan de
alimentación eléctrica ni de sistemas de refrigeración [103]. La intensidad
del campo máximo que pueden presentar es de 0.5T y dependen de una
temperatura constante [104]. Los costos de instalación son más bajos que
otros tipos de imanes
[105]
. Las desventajas que tienen es que son muy
pesados (9500 kg) [106,107], no se pueden apagar o desconectar en caso de
emergencia y además el campo magnético que genera es menos
homogéneo [108].
b) Los electroimanes resistivos están construidos por bobinas en las cuales
circula corriente eléctrica continua de alta intensidad, estas generan el
campo magnético. La energía eléctrica requerida para generar el campo
se disipa como calor, necesitando así un sistema de refrigeración (agua
circulando), además el campo estará limitado por esta disipación calórica
a valores <0.5T [109]. Las desventajas que tiene es que requieren un gran
consumo eléctrico y refrigeración lo que aumenta sus costos de
operación, el campo magnético que genera presenta una homogeneidad
pobre [110]. Sin embargo, una ventaja es que son equipos más seguros que
69
los permanentes, ya que pueden apagarse instantáneamente en caso de
emergencia [111].
c) Los electroimanes superconductores consisten en una bobina hecha de
una aleación de niobio y titanio, estos materiales tienen una propiedad
especial, ya que cuando son enfriados a temperaturas cercanas al cero
absoluto (-273.15 ºC/ 0 K) estos pierden su resistencia a la conducción
eléctrica
y
es
de
manera
permanente
(se
transforman
en
superconductores), creando así un potente y constante campo magnético.
El bobinado es sumergido a una cámara cilíndrica que contiene helio
líquido (criógeno) capaz de bajar la temperatura y conseguir la
conducción eléctrica permanente, por lo tanto, una vez creado el campo
magnético ya no necesita de energía adicional [112,113,114]. La intensidad de
campo que pueden lograr es hasta aproximadamente 8T, La uniformidad
y estabilidad es superior a los imanes descritos anteriormente. Un
resonador superconductor moderno suele pesar entre 3000 y 4000 kg,
incluyendo al helio. Si bien no requieren de energía eléctrica para
mantener a B0, se debe considerar que el helio se va a evaporar con el
tiempo, por lo que requiere una recarga cada 3 a 18 meses, según el
diseño del imán y la eficacia de condensación del helio [115].
Se debe considerar también un área de escape para el helio en caso de
que por una pérdida de la superconductividad se evaporara bruscamente.
La condición de líquido a gas implica un aumento del volumen de unas
700 veces. A la salida brusca del helio se le conoce como quench. El
quench se produce cuando el nivel del helio líquido desciende de tal
manera que deja al descubierto parte del conductor provocando que se
70
caliente y vaya perdiendo su superconductividad. En cuestión de unos 20
segundos el campo magnético disminuye y todo el helio líquido se
evapora formando un gas que debería salir al exterior por el tubo de
quench. El helio gaseoso es inodoro, incoloro, no inflamable, no es
tóxico, pero desplaza al oxígeno por lo que puede dejar inconsciente a
una persona si no se va correctamente hacia el exterior. Todos los centros
que tienen resonadores superconductivos deben tener establecido un
protocolo de emergencia para situaciones de quench. Existen dos
situaciones de quench: en caso de que se vea comprometida la vida de
una persona y sea necesario disminuir la influencia del campo magnético,
existe un pulsador de quench de emergencia y una segunda situación es
realizar un quench controlado, en el cual los técnicos de estos equipos
bajan el campo magnético de una forma regulada [116].
1.3.7.2 Gradientes magnéticas y bobinas de gradientes
Para obtener la codificación/localización espacial de la señal de
resonancia de los tejidos en las tres direcciones espaciales [117], es requerido el
uso de tres gradientes de campo magnético lineal ortogonal
[118]
. Para esto se
utilizan tres bobinas gradientes separadas, cada una con su amplificador, para
alterar la fuerza del campo magnético a lo largo de los ejes x, y, z
[119]
. Estas
bobinas son montadas en forma cilíndrica justo dentro del orificio del imán. En
un resonador cilíndrico como lo es el superconductor, la dirección a lo largo del
71
orificio se denomina eje z, la dirección izquierda-derecha se denomina eje xy,
la dirección superior-inferior se denomina eje y. Aunque los gradientes están
orientados en las tres direcciones ortogonales, los campos magnéticos de
gradiente son paralelos al campo magnético principal B 0. El isocentro es el
centro geométrico de B0, donde la fuerza del campo no se ve afectada por
ninguno de los tres gradientes
[120]
. Todas las bobinas de gradiente generan
campos magnéticos inferiores a los que origina B0, sin embargo, requieren de
una corriente de varios cientos de amperios [121]. Los pulsos de gradiente en las
secuencias de pulso convencionales tienen forma trapezoidal con un aumento
inclinado, seguido de una meseta plana y una caída inclinada (figura 23). La
intensidad del gradiente, o la rapidez con que el campo cambia sobre la
distancia, se expresa en militesla por metro (mT/ m) [122].
El rendimiento de las gradientes se mide a través de la amplitud máxima, tiempo
de subida, y la velocidad de subida (figura 23):
a) La amplitud máxima del gradiente o Gmax es la intensidad que se
produce localmente dentro de B0 a una distancia determinada
[123]
. Se
expresa como el máximo valor de la pendiente y se mide en mT/m
(militesla por metro). Sin embargo, no significa que sea la máxima
potencia de la gradiente. El tiempo que demora la gradiente en conseguir
su valor máximo se denomina Rise Time [124].
b) El tiempo de subida o Rise Time es el tiempo que tarda el gradiente en
alcanzar su máxima potencia
[125]
. Se expresa como el tiempo que
transcurre desde que se activa la gradiente hasta que alcanza el valor
72
máximo de constante de trabajo (plateau) y se mide en ms. El tiempo que
tarda el plateau en caer a cero se denomina tiempo de caída o Fall Time
[126]
.
 La velocidad de subida o Slew Rate es la rapidez con la que consigue
alcanzar la amplitud o potencia máxima [127]. En otras palabras, equivale
a la rapidez con que se instauran las gradientes, es decir, que tan rápido
llega a Gmax. Se representa por el cociente entre el valor máximo del
gradiente (Gmax) y el Rise Time [Slew Rate = G max / Rise Time (se
expresa en T/m/s)] [128].
Figura 23. Pulso de gradiente trapezoidal, una representación temporal de la
acción de las gradientes [129]
Cuando es activada la bobina de gradiente, comienza a circular corriente
eléctrica en cada espira de la bobina. Las bobinas están situadas
estratégicamente alrededor del isocentro del imán y en cada una la corriente
circula en sentido contrario: una va en el sentido de la potencia del campo
magnético, aumentando su intensidad, mientras que, en el otro extremo, en la
otra bobina, la corriente va en la dirección contraria de la potencia del campo
magnético y por ello en esa zona disminuye la intensidad de campo. Es así como
73
genera un gradiente lineal sobre la intensidad de campo magnético, en una
dirección selectiva, según la activación de la bobina de gradiente en ese eje (x,
y o z). De esta manera se obtienen pequeñas variaciones del campo en los tres
ejes del espacio, permitiendo localizar la señal de RM.
Como se mencionó anteriormente la función principal de las gradientes
es obtener la codificación espacial de la señal, y para conseguir esto, se
describirán tres pasos:

El primero es seleccionar el corte, esto es realizado por el gradiente de
selección de corte (Gz) y lo que hace es determinar el grosor de corte que
debe ser excitado por el pulso de radiofrecuencia. Se integra en este
funcionamiento el ancho de banda, el pulso de radiofrecuencia y el
gradiente de selección de corte. Gradientes con mayor intensidad de
campo permiten realizar cortes más finos

El gradiente de lectura o codificador de la frecuencia (Gx) es aplicado
perpendicular al gradiente de selección de corte, antes y durante la
formación del eco. Este realiza la lectura o codificación del espectro de
frecuencias de resonancia de los protones en el eje x. La señal se adquiere
siempre durante el gradiente de lectura

El gradiente de codificación de fase (Gy) se aplica sobre el tercer eje
perpendicular (y), después de la selección de corte y antes de la lectura
de la frecuencia. Provoca una variación lineal de la fase de los protones
a lo largo de todo B0, y se activa después de la fase de excitación. Este
paso es más largo que los anteriores, y es donde se producen más
artefactos.
74
La información realizada por los gradientes rellena los vóxeles,
permitiendo la formación de la imagen.
Por último, las gradientes también pueden participar en las secuencias
eco de gradiente, lo que permite refasar los espines. Los gradientes se activan y
desactivan durante las secuencias [130].
1.3.7.3 Bobinas de radiofrecuencias y excitación nuclear
El sistema de radiofrecuencia (RF) comprende un potente generador de
radiofrecuencias, en donde tenemos bobinas que pueden ser transmisoras del
pulso de RF, receptoras de la señal RM proveniente del paciente o mixtas si
hacen ambas funciones [131,132,133].
La bobina transmisora es la encargada de generar el pulso de RF (también
conocido como campo B1) y a su vez la excitación nuclear. Cuando es emitido
un pulso de RF exactamente igual a la frecuencia de precesión de los espines,
estos últimos van a absorber la energía de la radiofrecuencia entrando así en
resonancia, este proceso de absorción de la energía se le conoce como
excitación nuclear. El resultado de este fenómeno es que el vector de
magnetización (M) o más bien la magnetización longitudinal (Mz) se aleja del
eje x desplazándose con un movimiento en espiral (nutación) en dirección al
plano xy (figura 24), de esta manera la Mz pasa a ser Mxy, ya que ahora se
75
encuentra en este plano. Para que el vector de magnetización alcance el plano
xy, los protones deben absorber un pulso de RF de 90º, en esta posición los
protones en estado de menor energía igualan a número de protones de alta
energía. Pero, en resonancia magnética no se usan solo pulsos de 90º, también
se utilizan pulsos de 180º, estos invierten la posición del vector de
magnetización en 180º respecto a su posición inicial, esto significa que todos
los protones que estaban en un estado de baja energía pasan al de alta energía.
Existe otro caso, en donde se aplican pulsos de RF con valores menores
a 90º en este caso trabaja en el dominio del flip angle que sería el espacio que
se genera cuando se separa el vector de magnetización desde su posición inicial
hasta cuando llega al plano xy.
Figura 24. Movimiento del vector de magnetización hacia el plano xy [134]
Otro punto para considerar es que la excitación nuclear es un proceso
selectivo, esto quiere decir que se puede excitar selectivamente uno u otro vóxel
con tan solo cambiar la frecuencia de emisión de la bobina transmisora. El
establecimiento de un gradiente magnético en el eje z, implica que existan
76
diferencias en las frecuencias de precesión de los protones de un vóxel. El pulso
de RF emitido tiene que ser el que corresponde al punto central del vóxel [134].
1.3.8 Relajación nuclear
Una vez finalizada la excitación, la que acaba con la suspensión del pulso
de RF, comienza el proceso de relajación nuclear. La relajación es el proceso
en el cual la magnetización va a volver a su posición inicial mediante un proceso
de liberación energética. En este contexto, los protones de hidrógeno transfieren
al medio el exceso energético que han absorbido al entrar en resonancia [135]. La
relajación termina cuando los espines que pasaron al estado de alta energía
vuelven a su estado inicial de menor energía. El vector de magnetización se
desplaza con un movimiento en espiral a la frecuencia que le impone B 0. Su
extremo recorre una superficie conoide que termina cuando se alinea en la
dirección de B0.
La relajación no es un proceso espontáneo, este necesita de un entorno
que sea capaz de absorber la energía que liberen los espines. Este medio
histoquímico influye en esta liberación energética de los protones y a su vez,
existiendo variaciones en la forma en que la magnetización vuelva a su posición
inicial.
El retorno de la magnetización a su posición inicial produce
modificaciones en el campo magnético, estas variaciones magnéticas inducen
77
en la bobina receptora una señal eléctrica conocida como FID (Free Induction
Decay). La FID es una señal sinusoide amortiguada. La frecuencia de esta señal
es la frecuencia de precesión impuesta por el valor del campo magnético durante
la relajación.
Dos vóxeles sometidos a campos magnéticos distintos en el momento de
la relajación, tendrán frecuencias de relajación distintas, estas señales pueden
ser diferenciadas mediante un análisis que discrimine por frecuencia
(transformada de Fourier).
1.3.8.1 Relajación longitudinal y transversal
Para la obtención más detallada de la relajación del vóxel, se describirá
la evolución en el tiempo de la magnetización una vez finalizado el pulso de RF
mediante su proyección en el eje z (relajación longitudinal o T1, Mz) y sobre el
plano transversal xy (Relajación transversal o T2, M xy). Es importante recalcar
que ambos procesos son simultáneos, pero físicamente tienen un origen
diferente y por esta razón es que se describen en forma individual.
En la componente longitudinal ocurre un proceso de liberación
energética. Al comienzo de la relajación no existe esta componente (M z =0),
pero a medida que pasa el tiempo Mz va aumentando hasta que se hace máxima,
o sea es cuando todos los espines que pasaron al estado de mayor energía
vuelven a su estado de menor energía.
78
En la componente transversal lo que se ve es la FID. Esto hace referencia
a la forma en que los espines van perdiendo la coherencia de fase adquirida
gracias al pulso de RF emitido durante la excitación. Si los espines se desfasaran
rápidamente, la FID obtenida sería de corta duración y con una alta frecuencia
(figura 25).
La relajación de la componente longitudinal y transversal, está modulada
por el entorno histoquímico remoto y local, respectivamente. Físicamente son
dos procesos distintos, ya que mientras uno es un proceso de liberación de
energía, el otro es el proceso de pérdida de la coherencia de fase.
LONGITUDINAL (M z )
z
Mz
M
t
M x,y
x,y
t
TRANSVERSAL (M x,y)
Figura 25. Relajación longitudinal y transversal [136]
79
1.3.8.1.1 Relajación T1 o spin-red
Durante la relajación T1 o spin-red los espines están liberando la energía
que absorbieron del pulso de RF, retornando a su estado de menor energía. Este
tiempo de relajación es obtenido a través de una ecuación diferencial, esta
explica porque el valor de la constante de relajación T1 se calcula cuando ha
recuperado el 63% de su magnetización longitudinal (Mz). Pero, lo importante
es que T1 es una constante de tiempo medida en ms [136].
Por definición, la constante de relajación T1 es el tiempo que demora la
componente longitudinal (Mz) en recomponer el 63% de su valor inicial (figura
26). T1 es propio para cada tejido y depende de la intensidad del campo
magnético, ya que, si este es más potente, más grande es el vector de
magnetización y más tarda en recuperarse, por lo tanto, más larga será la
constante T1. Cuando se dice que un tejido tiene el T1 corto significa que la
relajación longitudinal es más rápida, o sea que la liberación de energía de los
spines a su entorno histoquímico remoto, la red, es más rápida por estar
facilitada en la red, la recepción de este exceso de energía [137].
80
Figura 26. Representación gráfica de la relajación T1 [138]
El objetivo de medir la relajación T1 cuando a recuperado el 63% de
magnetización longitudinal, es para comparar los tiempos de relajación de los
diferentes tejidos y con esto poder caracterizarlos. En la figura 27 se muestran
3 curvas de relajación longitudinal distintas de tres vóxeles con la misma
densidad de protones.
Figura 27. Curvas de relajación de tres vóxeles
El vóxel con un T1 menor tiene una relajación más rápida. Al leer la señal
después de un tiempo determinado, se obtienen valores distintos que dan
cuenta de los distintos T1 [139]
81
1.3.8.1.2 Relajación T2 o spin-spin
Durante la relajación T2 o spin-spin ocurre la pérdida de coherencia de
fase de los espines. Cuando la componente transversal alcanza el valor cero,
significa que la magnetización se ha alineado con el campo magnético principal,
sin embargo, esto no quiere decir que se haya recuperado por completo M z, ya
que los espines pudieron haber perdido por completo su coherencia de fase, pero
la componente Mz aún puede estar en su proceso de relajación longitudinal.
El principal responsable del desfase de los espines es el medio
histoquímico local, a través de la interacción spin-spin. La coherencia de fase
se perderá más rápidamente (forma asincrónica) cuando la interacción spin-spin
es mayor. Cuando se habla de interacción spin-spin hace referencia a la
composición y estructura molecular intravóxel, es decir que un tejido, por ser
lo que es, tiene un grado de compactación o laxitud propio de él, y esto influye
directamente en que tan rápido o no se va a desfasar. En el caso de los tejidos
que están más compactos la coherencia de fase se pierde con mayor rapidez en
comparación a un tejido que es más laxo y que su probabilidad de interacción
spin-spin está reducida [139].
Por definición, la relajación T2 es el tiempo que transcurre desde que se
tiene el máximo de la magnetización transversal (Mxy) hasta que pierde el 63%
de ella. Dicho con otras palabras, es el tiempo que transcurre hasta que queda
con un 37% de su magnetización transversal original (figura 28). Por lo general,
los valores de T2 son mucho más bajos que los valores de T1 [140].
82
Figura 28. Representación gráfica de la relajación T2 [141]
Cuando se tiene dos tejidos distintos y se compara su relajación
longitudinal una vez que han perdido el 63% de su Mxy inicial, se obtiene que
si el primer tejido tiene un T2 más corto (↓T2) este presenta un desfase más
rápido de los protones, o sea tiene un gran asincronismo y, por lo tanto, una
mayor probabilidad de interacción spin-spin (figura 29) [142].
Figura 29. Curvas T2 de dos tejidos diferentes [142]
83
1.4 Vesícula biliar
1.4.1 Embriología
Aparece el primordio hepático en la cuarta semana de desarrollo como
una evaginación del epitelio endodérmico en el extremo distal del intestino. Esta
evaginación denominada divertículo hepático consiste en un cordón de células
de proliferación rápida que se introducen en el septum transversum, es decir, en
la lámina mesodérmica entre la cavidad pericárdica y el pedículo del saco
vitelino (figura 30). Mientras está ocurriendo este suceso, la comunicación entre
el divertículo hepático y el intestino anterior (duodeno) disminuye de calibre
dando lugar al a formación del conducto biliar común o colédoco. Una pequeña
evaginación anterior de este dará origen a la vesícula biliar y al conducto cístico.
Un suceso importante del hígado comienza en la duodécima semana de
desarrollo. En esta etapa las células hepáticas comienzan a generar bilis.
Mientras tanto se ha a unido la vesícula biliar y el conducto cístico al colédoco,
de modo que la bilis pueda pasar al tubo digestivo [143].
Figura 30. Diagrama de las regiones responsables de la formación hepática
[143]
84
1.4.2 Histología
La vesícula biliar presenta una pared delgada que consta de una capa
mucosa, muscular y serosa, las cuales se describen a continuación:
a) La capa mucosa es la capa más interna de este órgano, está compuesta
por epitelio cilíndrico simple y tiene muchos microvilli en la superficie
apical y debajo del epitelio de la lámina propia (tejido conjuntivo laxo).
También presenta muchos pliegues ramificados.
b) La capa muscular está formada por haces entrelazados de fibras
musculares lisas orientadas de forma longitudinal y oblicua. La
contracción de estas fibras ayuda a vaciar la bilis a través del conducto
cístico al conducto colédoco. La válvula espiral de Heister (músculo liso
en el cuello de la vesícula biliar) controla la apertura y cierre de la
vesícula biliar. El conducto colédoco se une al conducto pancreático en
la ampolla de Vater y la bilis entra en el duodeno a través de la papila
duodenal mayor.
c) La capa serosa es un tejido conjuntivo que cubre la mayor parte de la
vesícula biliar. Consta de mesotelio y continúa con el revestimiento del
hígado. La adventicia une a la vesícula biliar al hígado y carece de
mesotelio [144].
85
1.4.3 Anatomía
La vesícula biliar (VB) es un órgano sacciforme perteneciente al sistema
digestivo [145]. Se ubica en la fosa vesicular en la superficie inferior de la cara
visceral del hígado, en donde se produce la unión del lóbulo derecho con el
lóbulo izquierdo, pero siendo más específico con el lóbulo cuadrado [146,147,148].
Puede llegar a medir de 7 a 10 cm de longitud y de 2.5 a 4 cm de ancho [149,150]
y tiene la capacidad de almacenar hasta 50 ml de bilis
[151,152,153]
. Esta se
comunica con el conducto colédoco a través del conducto cístico (este tiene una
longitud de 3 a 4 cm). Los conductos hepáticos derecho e izquierdo se forman
de los canalículos intrahepáticos, los cuales a su vez se unen para formar el
conducto hepático común. A partir de la desembocadura del conducto cístico,
el conducto biliar se le denomina colédoco, el cual desemboca en el duodeno a
través de la papila duodenal mayor [154].
Por otro lado, la vesícula biliar consta de cuatro áreas: fondo, cuerpo,
infundíbulo y el cuello (figura 31). El fondo, por lo general se ubica a nivel del
noveno cartílago costal y el borde externo del músculo recto derecho, lo
podemos encontrar cubierto por peritoneo, debido a que se extiende más allá
del borde inferior del hígado. El cuerpo ocupa la fosa vesicular del hígado y
tiene contacto con la primera y segunda porción del duodeno. El infundíbulo es
la porción del cuerpo entre el cuello y el punto de entrada de la arteria cística.
El cuello forma una estructura parecida a una S que converge al final en el
conducto cístico [155].
86
Figura 31. Anatomía de la vesícula biliar [156]
1.4.4 Fisiología
El hígado produce alrededor de 800 a 1000 ml de bilis al día de manera
continua. La bilis es transportada por los conductos biliares hacia la vesícula
para ser almacenada por ella. Durante y después de la comida, la vesícula se
contrae y vacía la bilis al conducto colédoco y, por consecuencia, al duodeno.
Como ya mencionamos, después de la ingesta de comida la vesícula se
contrae vaciando la mayor parte de su contenido. Dependiendo de la
composición de la comida será la duración y fuerza de contracción de este
órgano, por ejemplo, si la comida tiene un alto componente graso, la vesícula
presenta grandes contracciones y mayor duración de esta. En el periodo de
interdigestivo la presión en la vesícula es de 2.5 mmHg y el flujo continuo de
la bilis hacia el interior de la vesícula es de 0.5 a 1 ml/min.
87
La contracción postprandial es medida por el vaciamiento gástrico, este
a su vez provoca la liberación de colecistocinina de las células enteroendocrinas
I en el epitelio de revestimiento duodenal. Cuando a sido liberada esta actúa en
los receptores CCK1 del músculo liso de la vesícula favoreciendo la
contracción. La acetilcolina, activa los receptores muscarínicos M3, el principal
mediador neuronal para la contracción. Los mediadores relacionales con el
llenado no han sido dilucidados, podrían tener que ver los factores de
crecimiento derivado de los fibroblastos, el péptido intestinal vasoactivo y la
noradrenalina.
En los periodos interprandiales, la vesícula tiene momentos de aumento
de la presión durante la fase III del complejo motor migratorio (encargado de
vaciar las partículas no digeribles y en el intestino delgado ayuda a mantener
una población constante de bacterias), el cual ocurre de manera simultánea con
el aumento de la actividad motora del antro y duodeno. Se cree que este
fenómeno esta asociado al aclaramiento de células y materiales no digeridos del
intestino, así como al mantenimiento de la circulación enterohepática de sales
biliares [157].
88
1.5 Cáncer de vesícula biliar
1.5.1 Epidemiología
Respecto a la distribución epidemiológica del cáncer de vesícula biliar en
el mundo, se encuentra que es variada, concentrándose en mayor medida en
América del Sur y Asia [158,159]. Los países con la mayor incidencia anual de esta
enfermedad son Chile, India, Pakistán, Corea del sur, Laos, Bolivia, Japón,
Polonia y Israel [160,161,162,163].
En América del Sur el país con la mayor incidencia de cáncer de vesícula
biliar es Chile, con una tasa de incidencia de 9,8 por cada 100.000 personas en
el año 2018, ubicándose como la sexta neoplasia de mayor incidencia durante
ese año
[164]
. En nuestro país, el cáncer de vesícula biliar afecta en mayor
proporción a mujeres que a hombres, en una relación de 3 a 5:1[165], al mismo
tiempo, la población más afectada corresponde a la de ascendencia mapuche,
en donde las tasas de incidencia y mortalidad son elevadas, lo cual explica la
mayor distribución de incidencia y mortalidad en la región de la Araucanía y
Los Ríos según datos entregados por el Minsal En el año 2015, el cáncer de
vesícula biliar tuvo un índice de mortalidad de 7.3 por cada 100.000 habitantes
distribuyéndose de la siguiente manera en el país (tabla 3) [166]:
89
Región
Hombres
Mujeres
Arica y Parinacota
6,8
12,9
Tarapacá
6,6
10,2
Antofagasta
5,6
11,7
Atacama
6,7
12,6
Coquimbo
7,2
15,6
Valparaíso
6,7
11,7
Metropolitana
6,2
11,7
O’Higgins
6,5
14,9
Maule
8,4
17,6
Bio Bio
8,0
18,5
Araucanía
9,5
22,2
Los ríos
10,3
24,3
Los lagos
9,7
21,3
Aysén
10,4
15,7
Magallanes
7,9
12,2
Tabla 3. Tasa de mortalidad por cáncer de vesícula biliar por cada 100.000
habitantes, distribuida según región [166]
1.5.2 Factores de riesgo
Existe una serie de elementos que influyen en el desarrollo del cáncer de
vesícula. Si bien no son determinantes para el desarrollo de la enfermedad, sí
están relacionados con una mayor probabilidad de aparición de la patología en
90
un periodo determinado. Estos factores de riesgo se clasifican en modificables
y no modificables.
1.5.2.1 Factores de riesgo no modificables
Entre estos factores se puede encontrar el sexo femenino, distribución
geográfica, grupo étnico, edad avanzada, colangitis esclerosante y
malformación de la unión pancreatobiliar. Cada uno de estos se describe como:
a) Las personas del sexo femenino tienen un mayor riesgo de desarrollar
cáncer de vesícula en una relación de 3-5:1 comparado con pacientes de
sexo masculino. Esto se explica mayormente, porque las pacientes de
sexo femenino son más propensas a desarrollar litiasis e inflamación
vesicular.
b) La distribución geográfica en el número de casos de cáncer de vesícula
alrededor del mundo muestra una tendencia heterogénea, siendo el
continente asiático y sudamericano las regiones con las mayores tasas de
incidencia de cáncer vesicular en el mundo
[167]
. En Chile las regiones
más afectadas son la Araucanía y los Ríos [168].
c) La etnia mapuche (nativos americanos de Chile) tiene un mayor riesgo
de desarrollar cáncer de vesícula en relación con el resto de la población
chilena, los cuales obtienen las tasas de mortalidad más elevadas. Se
91
explica principalmente a una tendencia de estos nativos a desarrollar con
mayor frecuencia litiasis vesiculares, las cuales al no ser detectadas y
tratadas precozmente inducen a mecanismos de inflamación crónica que
derivan en el desarrollo de carcinoma de vesícula biliar in situ [169].
d) A una edad avanzada, el riesgo de manifestar una serie de patologías es
mayor, incluido el cáncer de vesícula. Gran parte de los casos reportados
se encuentran en pacientes que cursan la sexta, séptima u octava década
de la vida [170].
e) La colangitis esclerosante primaria (CEP) es una enfermedad autoinmune
en la que los conductos biliares intra y extrahepáticos son atacados por el
sistema inmunitario, lo que genera una inflamación, cicatrización y
bloqueo final.
Es una enfermedad heterogénea que se presenta con un inicio insidioso y
curso variable de la enfermedad, llegando a provocar cirrosis en etapas
avanzadas. La incidencia y la prevalencia de la enfermedad es variable
según la región geográfica y varía de 0 a 1,3 por cada 100.000 y una
incidencia de 0 a 16,2 por cada 100.000 personas y afecta en su mayoría
a personas de sexo masculino.
Lo pacientes con CEP tienen el doble de probabilidades de desarrollar
cáncer en la región hepatobiliar en relación con pacientes sin la
enfermedad, por lo que el riesgo de desarrollar esta patología es 10 veces
mayor. Esto se explica porque estos pacientes son más propensos a
desarrollar litiasis, pólipos y colecistitis en la vesícula biliar, por lo cual
92
el riesgo de generar un cáncer de vesícula durante el curso de la
enfermedad aumenta entre un 3 a 13% [171].
d) La malformación de la unión pancreatobiliar (MPB) es una malformación
congénita en la cual el conducto colédoco y pancreático se unen fuera de
la pared duodenal, esto provoca que el jugo pancreático refluya al
conducto biliar. Esta condición está asociada a distintos desordenes
pancreáticos y biliares como quistes coledocales, pancreatitis recurrente,
condiciones precancerosas y cancerosas en páncreas y tracto biliar. Un
80% de los pacientes con MPB tienen quistes coledocales.
Los pacientes con MPB desarrollan cáncer del tracto biliar entre 15 a 20
años antes que pacientes sin MPB. La carcinogénesis está asociada
directamente a la estasis de la bilis mezclada con jugo pancreático
asociado a reflujo.
Las células epiteliales del tracto biliar de pacientes con PBM están bajo
constante ataque por las enzimas pancreáticas activadas, aumento de
ácidos biliares secundarios u otros mutágenos, lo que puede provocar
cambios hiperplásicos que activen la proliferación celular y la posterior
mutación de genes supresores de tumores que pueden conducir a cáncer
del tracto o vesícula biliar. Entre un 3 a 18% de los pacientes con PBM
pueden desarrollar cáncer de vesícula biliar a través de este mecanismo.
93
1.5.2.2 Factores de riesgo modificables
Entre estos factores se puede encontrar la colelitiasis, colecistitis crónica,
vesícula en porcelana, pólipos vesiculares, Salmonella typhimurium y la
obesidad. Cada uno de estos se describe como:
a) La colelitiasis se describe como la presencia de cálculos en la vesícula
biliar, siendo el factor de riesgo más importante en el desarrollo del
cáncer vesicular, con un riesgo de 8,3 veces más que la población general.
Alrededor del 70-90% de los pacientes que padecen este cáncer tienen
antecedentes de cálculos vesiculares. Un cálculo de mayor tamaño
presagia un mayor riesgo, esto aumenta el riesgo probablemente por
atribuir una mayor irritación epitelial local. Se piensa que los cálculos
vesiculares y biliares causan inflamación crónica la que conduce a la
displasia. El mecanismo exacto por el cual la colelitiasis predispone al
cáncer vesicular sigue siendo discutible [174]. El daño permanente de los
cálculos sobre la mucosa genera procesos inflamatorios que podrían
promover una alteración temprana como, por ejemplo, del gen TP53
posiblemente por medio del recambio celular incrementando y del estrés
oxidativo. La inactivación de TP53 por una mutación o deleción es la
alteración genética más frecuente en los cánceres [175].
b) La colecistitis crónica es la inflamación de la vesícula biliar sostenida en
el tiempo. Generalmente es ocasionada por cálculos presentes en la luz
94
de la vesícula por un periodo prolongado, aumentando así su efecto
irritante, inflamatorio y carcinogénico en la capa mucosa del órgano [176].
Casi todos los cánceres vesiculares están asociados con la inflamación
crónica de la pared vesicular, sin embargo, está relación inflamacióncáncer no se ha demostrado concretamente. Aun así, la inflamación
crónica se considera un factor importante en la carcinogénesis, que causa
daño en el ADN, proliferación de los tejidos y liberación de citocinas y
factores de crecimiento.
c) La vesícula en porcelana es otro resultado de la inflamación crónica, en
donde se genera un depósito de calcio dentro de la pared de la vesícula,
provocando que esta tome un tono azulado y que se vuelva frágil. Si bien
menos del 1% de las biopsias demuestra este cambio, con frecuencia
cerca del 25% está asociado con el cáncer de vesícula biliar. Las vesículas
que presentan esta calcificación de la pared con una forma punteada en
las imágenes se consideran potencialmente “premalignas”, ya que tienen
menor probabilidad de que la calcificación transmural desarrolle
malignidad [177].
d) La fiebre tifoidea, es una infección provocada por la bacteria Salmonella
typhimurium la cual genera una fiebre alta y delirio. En Chile, durante
muchos años se consideró a esta enfermedad como endémica presentando
una alta incidencia, hasta que, en la década de los 90s, se desarrollaron
programas de vacunación contra esta patología, disminuyendo la
cantidad de casos de fiebre tifoidea de forma abrupta diagnosticándose
en la actualidad solo casos aislados [178].
95
La forma en que se produce la transformación carcinogénica a partir de
la infección por Salmonella typhimurium aún no se ha esclarecido, por lo
cual solo se infiere la relación entre ambas a partir de una alta
manifestación de títulos de anticuerpos Vi en pacientes con litiasis
vesicular y una mayor expresión en pacientes con cáncer de vesícula, de
modo que se establece que el haber contraído con anterioridad una
infección provocada por la bacteria Salmonella Typhi, aumenta el riesgo
de manifestar cáncer de vesícula en el futuro [179].
e) Los pólipos vesiculares se describen como lesiones intraluminales
ubicadas típicamente en la pared de la vesícula biliar, usualmente son
lesiones de aspecto pedunculado compuestos de colesterol que, por lo
general, son consideradas benignas cuando su tamaño es menor a 10-15
mm de diámetro, estas lesiones polipoideas pueden ser únicas o
múltiples. Pacientes con pólipos vesiculares, tienen un mayor riesgo de
desarrollar cáncer de vesícula biliar cuando su tamaño excede el
centímetro de diámetro [180]. Alrededor de un 15-25% de los cánceres de
vesícula diagnosticados tienen relación directa con pólipos vesiculares
[181]
.
f) La obesidad se define como acumulación de grasa excesiva que puede
deteriorar la salud. En Chile y en muchos países del mundo, presenta una
prevalencia alta y creciente
[182]
. Es difícil relacionar el cáncer con la
obesidad y hasta el día de hoy no existe una comprensión a cabalidad de
todos los mecanismos involucrados en los diferentes tipos de cáncer. En
el caso del cáncer vesicular, se ha establecido que las células adiposas
96
actúan como un órgano endocrino, produciendo hormonas secretoras de
polipéptidos, adipoquinas, leptina y adiponectina. La leptina, hormona
abundante en obesos, estimula el desarrollo del cáncer a través de la
proliferación celular. Las personas obesas presentan una disminución de
la hormona adiponectina, la cual genera un efecto contrario a la hormona
leptina. Además, se ha establecido que un exceso en la producción de
insulina se relaciona con el cáncer a partir de la producción de factor de
crecimiento insulínico tipo 1 y de la presencia de inflamación crónica
[183]
.
Además, existen otros factores de riesgo cuyo papel en la trasformación
carcinogénica del cáncer de vesícula no se han establecido del todo o que
aún siguen en evaluación, pero que hace falta mencionar y son: infección
por Helicobater Pylori, exposición a elementos químicos en la industria
automotriz, acabados en madera, caucho y metalúrgica, estado
posmenopáusico, diabetes y tabaquismo.
1.5.3 Patogenia
Los cálculos biliares, son considerados como uno de los principales
factores de riesgo implicados en la manifestación de cáncer de vesícula biliar.
Una alta incidencia de cáncer de vesícula biliar y elevada prevalencia de litiasis
vesicular se encuentra principalmente en la población femenina de ascendencia
97
mapuche, con una prevalencia de litiasis vesicular de 49.4%, seguida por la
población nativa americana Pima en Estados Unidos y en el este de la India, con
una tasa de prevalencia de 75.8 y 21.6% respectivamente
[184]
. Esto tiene una
directa relación con el desarrollo de cáncer de vesícula a largo plazo, debido a
la presencia prolongada de litiasis vesicular (en especial cálculos de gran
tamaño) la cual desencadena una serie de cambios a nivel celular que derivan
en el desarrollo del carcinoma, esto ocurre en el siguiente orden: cambios
irritativos, cambios inflamatorios y finalmente transformación carcinogénica de
la mucosa de la vesícula biliar, además es de tener en consideración que
alrededor de un 90% de los pacientes diagnosticados con cáncer de vesícula
biliar, presentó o cursaba un proceso litiásico [177,178].
El cáncer de vesícula biliar puede desarrollarse en el fondo (60%), cuerpo
(30%) y cuello (10%). La composición histológica del tejido que compone la
pared vesicular está formada por mucosa, lámina propia, capa muscular lisa,
tejido conectivo perimuscular y serosa. La capa serosa esta en contacto directo
con el tejido hepático, que lo transforma en la principal vía de diseminación de
esta neoplasia.
Respecto a la diseminación del cáncer de vesícula, existen cuatro vías
distintas por donde puede infiltrar a los tejidos: invasión del hígado y órganos
adyacentes, diseminación linfática, diseminación hematógena e invasión
peritoneal [179].
A nivel celular ocurren distintos cambios morfológicos que derivan en el
desarrollo del carcinoma de vesícula biliar, si bien existen dos teorías al
98
respecto, se explicará la que tiene un mayor nivel de evidencia y es más
aceptada por la comunidad científica: esta indica que la displasia progresa hasta
convertirse en carcinoma in situ, el que posteriormente tendrá la capacidad de
infiltrar otros tejidos, este proceso de mutación celular es un proceso lento, que
según la literatura toma entre 15 a 19 años en total [180,181].
A nivel molecular, los cambios que derivan en el desarrollo de la
enfermedad no están aún del todo claro, por falta de evidencia científica que
permita corroborar la cantidad de datos disponibles, aún así, se han identificado
una serie de genes implicados en el desarrollo y promoción de la enfermedad,
entre los cuales se presentan:
 KRAS y TP53, son los más conocidos y están implicados en la
promoción de la hiperplasia del tejido de la pared de la vesícula biliar,
posterior a la inflamación crónica producida por la presencia de litiasis
vesicular
 Patrones de metilación en genes supresores de tumores p16, APC,
MGMT, hMLH1, RARbeta2, y p73, estos cambios se han encontrado en
un 72% de pacientes con cáncer de vesícula biliar y en un 28% de
pacientes con colecistitis crónica. Se cree que el nivel de metilación se
acumula a partir de la progresión de la colecistitis crónica en metaplasia
[182,183,184,185]]
 Una alta expresión de la proteína de alta movilidad HMGA2 la cual está
implicada en la génesis tumoral, invasión y metástasis tumoral, y por
contraparte una disminución de la expresión de la proteína CD9 en
pacientes con cáncer de vesícula biliar
99
 Una alta expresión del gen ADAM-17, se identifica en tumores de alto
grado histológico [186]
 Pérdida de heterocigocidad descrita en genes supresores de tumores
como 1p34-36 (p73), 3p (VHL, RAR-beta, RASSF1A, y FHIT), 5q21
(APC), 8p21-23 (PRLTS, FEZ1), 9p21 (p15, p16), 9q (DBCCR1), 13q14
(RB), 16q24 (WWOX, FRA16D), y 17p13 (p53) [187,188,189].
1.5.4 Estadificación TNM del cáncer vesícula biliar
La estadificación actual del cáncer de vesícula biliar se rige
principalmente según el sistema TNM (tumour-node-metastasis) (tabla 4). Este
sistema fue desarrollado y es mantenido por el AJCC (American joint committee
on cancer) y la UICC (Union for international Cancer Control). El sistema de
estadificación TNM se basa en la extensión del tumor (T), la extensión de la
diseminación a los ganglios linfáticos (N) y la presencia de metástasis (M) [190].
100
Tumor primario (T)
Categoría T
TX
T0
Tis
T1
T1a
T1b
T2
T2a
Criterio T
Tumor primario no puede ser evaluado
Sin evidencia de tumor primario
Carcinoma in situ
Tumor invade la lámina propia o la capa muscular
Tumor invade la lámina propia
Tumor invade la capa muscular
Tumor invade el tejido conectivo perimuscular en el lado
peritoneal, sin invasión de la serosa (peritoneo visceral).
O el tumor invade el tejido conectivo perimuscular del lado
hepático, sin invasión del hígado.
Tumor invade el tejido conectivo perimuscular en el lado
peritoneal, sin invasión de la serosa (peritoneo visceral).
T2b
Tumor invade el tejido conectivo perimuscular del lado
hepático, sin invasión del hígado.
T3
Tumor perfora la serosa (peritoneo visceral) y/o invade
directamente el hígado y/o alguna estructura u órgano
adyacente, como estómago, duodeno, colon, páncreas,
omento, o conductos biliares extrahepáticos.
T4
Tumor invade la vena porta o arteria hepática o invade dos o
más estructuras u órganos extrahepáticos.
Linfonodos regionales (N)
Categoría N Criterio N
NX
Linfonodo regional no puede ser evaluado.
N0
Ausencia de linfonodo regional o metástasis.
N2
Metástasis a uno o tres linfonodos regionales
N
Metástasis a cuatro o más linfonodos regionales.
Metástasis a distancia (M)
Categoría M Criterio M
cM0
Sin presencia de metástasis a distancia.
cM1
Metástasis a distancia.
pM1
Metástasis a distancia confirmada microscópicamente.
Tabla 4. Criterios TNM para estadificar el cáncer vesicular [190]
101
A partir de los datos obtenidos es posible clasificar el tumor por grupos de la
siguiente forma (tabla 5):
Cuando T es:
Cuando N es:
Cuando M es:
Estadio
Tis
N0
M0
0
T1
N0
M0
I
T2a
N0
M0
IIA
T2b
N0
M0
IIB
T3
N0
M0
IIIA
T1-3
N1
M0
IIIB
T4
N0-1
M0
IVA
Cualquier T
N2
M0
IVB
Cualquier T
Cualquier N
M1
IVB
Tabla 5. Estadificación del cáncer vesicular [190]
1.6 Inteligencia Artificial
1.6.1 Principios de la inteligencia artificial
El término inteligencia artificial (IA) aparece por primera vez en el año
1955 y, se define como la capacidad que tiene una máquina para imitar el
comportamiento de la inteligencia humana. Su finalidad es aprender y
solucionar problemas a partir de la creación de un algoritmo [191].
102
La inteligencia artificial se divide a su vez en 3 subcampos distintos
que son: aprendizaje automático (Machine Learning), representación del
aprendizaje (Representation Learning) y el aprendizaje profundo (Deep
Learning). El primero se refiere a la parte investigativa de la inteligencia
artificial que busca nutrir con información al algoritmo de datos y observaciones
sin ser programado. Si se expone a más información, se obtiene un mayor
aprendizaje, esto es dependiente de una separación manual de la información
previamente. El segundo, se refiere a un subtipo de aprendizaje automático, la
diferencia es que no requiere una separación manual de la información, el
algoritmo es capaz de aprender las características necesarias para discriminar la
información a la que será expuesto, por lo tanto, tiene un mayor rendimiento
que el aprendizaje automático. Por último, el aprendizaje profundo es un subtipo
de representación del aprendizaje que se basa en el análisis de muchas capas de
procesamiento, que va desde lo más simple a lo complejo.
1.6.2 Red neuronal
Son los algoritmos más utilizados para el análisis de imágenes en la
actualidad. Esta red se compone de capas que conectan nodos y pueden contener
miles o millones de nodos. Cada nodo recibe información de algún patrón de
otros nodos. Si la información que el nodo recibe cruza un umbral, ese nodo
envía una señal a los otros grupos de nodos. Estas salidas están ponderadas, ya
103
que envían una señal pequeña cuando están débilmente estimulados, y una señal
fuerte, cuando reciben la entrada de información apropiada.
El objetivo final de la red general es llegar al final del proceso con una
respuesta que coincida con las respuestas del examen. Matemáticamente el
algoritmo intenta maximizar el número de respuestas correctas. Inicialmente,
establece de forma aleatoria los pesos e insumos de cada nodo, e intenta obtener
una respuesta al azar. Luego compara esta suposición con la respuesta verdadera
entregada por un equipo humano. Después cambia los patrones de las
conexiones neuronales y los pesos que asigna a cada nodo y los usa para
producir otra suposición (infiere la respuesta). Repite este proceso miles o
millones de veces, cada vez que ajusta a los nodos mejorando la probabilidad
de que sus próximas conjeturas coincidan con la respuesta que se desea obtener.
Entrenar una red humana implica generar un algoritmo que pueda adivinar,
comparar, cambiar pesos para estimar mejor y comparar de nuevo miles o
millones de conjeturas incrementalmente mejores, llegando a un punto en donde
estas conjeturas dejaran de mejorar los resultados o el cambio en la mejora sea
insignificante.
Existen muchos tipos de redes neuronales, los más reconocidos son las
redes que incluyen redes neuronales convolucionales, redes neuronales
recurrentes, redes neuronales con memoria a corto o largo plazo y redes de
confrontación generativa. Los cuales en la práctica sería posible combinar y en
la actualidad son objeto de estudio.
104
1.6.3 Proceso de aprendizaje
El proceso de aprendizaje puede ocurrir también vía aprendizaje
supervisado, en donde el set de datos de entrenamiento contiene anotaciones
realizadas por humanos para que coincida con la salida deseada del algoritmo,
o a través del aprendizaje no supervisado, en el que el entrenamiento no requiere
de datos que no estén anotados, sino que es el algoritmo el que busca agrupar o
organizar los datos para encontrar patrones subyacentes
[1,3]
. Casi todo el
aprendizaje automático (ML) para el análisis de imágenes en radiología es por
vía del aprendizaje supervisado que requiere datos debidamente etiquetados
para realizar el entrenamiento. Esto supone dos desafíos:
 El primero es que el etiquetado adecuado de las imágenes es un proceso
lento y tedioso.
 El segundo la definición radiológica del hallazgo debe ser la apropiada
(respecto a lenguaje y estructura del informe y lenguaje técnico).
Una vez establecida la capacitación de algoritmos de aprendizaje
automático (ML) precisará de nuevas formas para etiquetar los datos o para
tratar con datos libremente etiquetados. “La verdad fundamental”, que, a
menudo se halla en un continuo (por ejemplo, que van desde un rango normal,
probablemente normal, indeterminado, probablemente anormal o anormal),
puede requerir agrupar los datos en normal versus anormal. Un enfoque
utilizado por el American College of radiology (ACR), es definir usos de casos
como problemas comunes.
105
La ventaja de este tipo de programas es la capacidad que tienen para
encontrar patrones de datos complejos en imágenes médicas, a través de la
discriminación de patrones que son sugerentes de una enfermedad determinada.
De modo que los algoritmos de la ML tienen la capacidad de identificar patrones
sutiles, más allá de la capacidad de detección del ojo humano, obteniendo de
esta manera información importante para lograr un diagnostico certero.
A menudo, los algoritmos de ML requieren del suministro de una gran
cantidad de datos para aprender a proporcionar respuestas satisfactorias y
procesarlas. El procesamiento de datos requiere de fuentes informáticas con una
potencia considerable. El rápido incremento en el poder de procesamiento de
unidades graficas (GPU), inicialmente creado para potenciar gráficos de
computadora, proporciona un hardware flexible para su uso en ML. El acceso a
computadoras de mayor potencia y la capacidad de procesar una gran cantidad
de datos ha hecho que el procesamiento de los datos sea costo-efectivo [192].
106
CAPÍTULO II: METODOLOGÍA DE LA INVESTIGACIÓN
2.1 Pregunta de investigación
¿Es posible valorar a través de la bibliografía criterios imagenológicos
presentes en estudios de tomografía computarizada y resonancia magnética para
un posterior desarrollo de algoritmo diagnóstico de cáncer vesicular?
2.2 Hipótesis
2.2.1 Hipótesis de Investigación
A través de una revisión bibliográfica se pueden validar criterios
imagenológicos extraídos de estudios de tomografía computada y resonancia
magnética para desarrollar un algoritmo diagnóstico de cáncer vesicular.
2.2.2 Hipótesis nula
A través de una revisión bibliográfica no se pueden validar criterios
imagenológicos extraídos de estudios de tomografía computada y resonancia
magnética para desarrollar un algoritmo diagnóstico de cáncer vesicular.
107
2.3 Objetivos
2.3.1 Objetivos general
 Validar bibliográficamente criterios imagenológicos presentes en
estudios de tomografía computarizada y resonancia magnética para
posterior desarrollo de un algoritmo diagnóstico de cáncer vesicular.
2.3.2 Objetivos específicos
 Desarrollar un diagrama de flujo inicial diagnóstico de cáncer vesicular
basados en la información bibliográfica.
 Definir, mediante revisión bibliográfica, protocolos de adquisición en
tomografía computarizada y resonancia magnética para la detección de
cáncer de vesícula biliar
2.4 Justificación
El cáncer de vesícula biliar es un problema de salud pública en Chile, ya
que es una enfermedad que presenta elevadas tasas de incidencia y mortalidad,
afectando principalmente al sexo femenino, adultos-mayores (>60 años),
108
nativos mapuches y personas que presentan colelitiasis. Además, está
catalogado como uno de los cánceres que más causan mortalidad en mujeres.
Para Chile, esta enfermedad a sido una problemática desde hace muchos años,
incluso, en los años 30s ya se realizaban publicaciones al respecto de esto [193].
El cáncer vesicular es una neoplasia muy agresiva y suele tener un
pronóstico sombrío, sin embargo, cuando son detectados de forma temprana los
porcentajes de sobrevida a 5 años son superiores al 70%-95%, lo que
significaría una mayor prevalencia a la enfermedad [194]. Pero, la realidad es que
la patología al ser asintomática en esta etapa, son pocos los casos detectados y,
los que sí son, la mayoría es de forma incidental en estudios histológicos a
piezas de colecistectomías en pacientes con diagnóstico de colelitiasis.
Por otro lado, cuando los pacientes comienzan a presentar sintomatología
es cuando acuden al médico para saber qué les está pasando, el problema es que
los síntomas gran parte de las veces están asociados a una etapa más avanzada
y, dependiendo de la gravedad del tumor se sabrá si el tratamiento quirúrgico
será exitoso [195]. Para esto son útiles los estudios imagenológicos preoperatorios
en donde se puede evaluar el grado de propagación de la enfermedad y así lograr
tasas más altas de resección y evitar una posible laparotomía en algunos
pacientes [196].
Debido a lo expuesto con anterioridad, se hace necesario contar con
herramientas que optimicen la utilidad diagnóstica de la tomografía
computarizada y la resonancia magnética para así mejorar la identificación de
cambios patológicos sugerentes de cáncer vesicular, también mejorar su utilidad
109
en el diagnóstico diferencial y, principalmente aumentar su capacidad de
reconocimiento de los hallazgos imagenológicos propios de está neoplasia.
Esto permitirá mejorar la capacidad diagnóstica de la enfermedad,
ofreciendo un tratamiento más oportuno para los pacientes que la manifiesten.
2.5 Diseño del estudio
El presente seminario de investigación tiene un enfoque cualitativo de
tipo descriptivo, debido a que los datos recolectados fueron obtenidos a través
de las verbalizaciones y fueron ultilizados con el fin de desarrollar un diagrama
de flujo inicial que guíe el diagnóstico de cáncer de vesícula biliar y, además,
contribuir en la definición de protocolos de adquisición en TC y RM para la
detección del cáncer vesicular.
La investigación tiene una secuencia temporal transversal, puesto que los
datos obtenidos de los sujetos en estudio son evaluados en un determinado
tiempo.
También es un estudio retrospectivo, ya que este diseño de estudio es
posterior a los hechos ya acontecidos o estudiados [197].
110
2.6 Materiales y métodos
Se realizó una revisión de la literatura médica utilizando principalmente
las bases de datos de PubMed y Google Scholar, empleando la siguientes
ecuaciones de búsqueda mostradas en la tabla 6.
2.6.1 Ecuaciones de búsqueda
Ecuación de búsqueda
Resultados
Gallbladder wall thickening
693
polypoid gallbladder
287
Gallbladder carcinoma imaging
1124
Carcinoma de vesícula biliar
2340
imágenes
4444
Total
Tabla 6. Ecuaciones de búsqueda
Como se puede ver en la tabla 6, se utilizaron 4 ecuaciones de búsqueda,
de las cuales se obtuvieron datos de fuentes extranjeras, tanto en ingles como
en español para reducir la probabilidad de pérdida de información valiosa.
Los 4444 artículos científicos encontrados fueron organizados aplicando
una tabla con criterios de inclusión y exclusión para identificar cuales eran de
utilidad (tabla 7).
111
2.6.2 Criterios de inclusión y exclusión
Criterios de inclusión
Criterios de exclusión
Artículos científicos desde el año
1997 hasta el 2020
Estudios específicos de ultrasonido,
ecografía endoscópica y medicina
nuclear
Estudios que expongan los hallazgos Estudios que no son específicos de la
imagenológicos en TC y RM
vesícula biliar
Estudios que expongan el protocolo Estudios específicos de tratamiento y
de adquisición de la imagen
cirugía
Estudios en animales y niños
Estudios no disponibles
Estudios repetidos
Tabla 7. Criterios de inclusión y exclusión
De los 4444 artículos científicos encontrados solo 39 cumplieron con los
criterios de inclusión, los cuales fueron leídos con mayor detalle, para así
conseguir los de mayor relevancia para la investigación.
Con la lectura detallada, finalmente de los 39 se seleccionaron 26
artículos con los culaes se validaron los criterios imagenológicos de tomografía
computarizada y resonancia magnética para el desarrollo de un diagrama de
flujo inicial diagnóstico de cáncer de vesícula biliar, además contribuyeron a la
definición
de
los
protocolos
de
adquisición
para
ambas
técnicas
imagenológicas.
112
2.7 Población y muestra
Para validar mediante la bibliográfica los criterios imagenológicos que
serán utilizados en el desarrollo del diagrama de flujo inicial diagnóstico de
cáncer de vesícula biliar se consideró ocupar artículos científicos que
contemplen a pacientes adultos con diagnóstico de cáncer de vesícula biliar.
La muestra está compuesta por todos los casos clínicos imagenológicos
de pacientes adultos que presentan estudios de tomografía computarizada y/o
resonancia magnética con diagnóstico de cáncer de vesícula biliar, los cuales
fueron obtenidos desde fuentes extranjeras extraídas de las bases de datos
PubMed y Google Scholar. La temporalidad de la muestra es transversal, ya que
se utlizaron articulos desde el año 1997 hasta el 2020. Los criterios de inclusión
y exclusión fueron descritos con anterioridad (ver tabla 7).
113
CAPÍTULO 3: RESULTADOS
3.1 Diagrama de flujo diagnóstico de cáncer de vesícula biliar
De los resultados obtenidos mediante la búsqueda sistemática en las bases
de datos ya mencionadas, se encontró como punto de partida que el cáncer de
vesícula biliar se presenta principalmente con tres patrones: una gran masa que
ocupa o reemplaza a la vesícula biliar, un engrosamiento focal o difuso de la
pared vesicular y una masa polipoidea que crece de manera intraluminal. En
base a esto se indagó con mayor profundidad cada uno de estos patrones para
así generar el diagrama de flujo.
Este diagrama ha sido distribuidos en tres partes, según cada patrón que
expresa el cáncer de vesícula biliar, sin embargo, estos trabajan en conjunto.
Fueron separados por temas prácticos para que puedan ser leídos a la perfección.
En primer lugar, el patrón de gran masa que reemplaza la vesícula biliar
se define en TC no contrastada como una masa iso-hipodensa y en RM se
observa como una masa iso a hipointensa en T1w y presenta una mayor
intensidad de señal en T2w con respecto al parénquima hepático. En el estudio
contrastado en TC y RM la masa presenta un realce periférico en la fase arterial,
luego de forma progresiva y centrípeta comienza a realzar en el centro en la fase
portovenosa y puede retener el contraste hasta la fase tardía. Otros signos que
se pueden visualizar en ambas técnicas y que son representativos de este patrón
es la invasión directa de la masa al tejido hepático adyacente o metástasis a
distancia del cáncer vesicular al hígado, la presencia de cálculos dentro de la
114
vesícula, calcificaciones en la pared vesicular (vesícula en porcelana) o
calcificaciones dentro del tumor, por otro lado, la masa puede ocasionar de
forma secundaria una obstrucción y dilatación de la vía biliar. A continuación
se expone este patrón en el diagrama de flujo (figura 32).
Figura 32. Diagrama de flujo diagnóstico de cáncer vesicular: patrón masa
que ocupa o reemplaza a la vesícula biliar [fuente: elaboración propia]
El patrón que se desarrolla como un engrosamiento de la pared vesicular
se define en la TC contrastada como una pared irregular y estratificada en donde
se visualiza una capa interna ≥ 2.6 mm con una fuerte captación del contraste y
una capa externa ≤3.4 mm que capta muy poco o no capta contraste. Pero
115
también este cáncer se asocia de forma significativa a un patrón con pared sin
estratificación la cual se aprecia engrosada y con captación heterogénea. En la
colangiopancreatografía por resonancia magnética (CPRM) cuando se observa
una pared engrosada sin estratificación, hipointensa y homogénea es sugerente
de cáncer de vesícula biliar. A continuación se expone este patrón en el
diagrama de flujo (figura 33).
Figura 33. Diagrama de flujo diagnóstico de cáncer vesicular: patrón de
engrosamiento de la pared vesicular [fuente: elaboración propia]
116
El patrón que se desarrolla como una masa polipoidea con crecimiento
intraluminal se define en TC como una masa neoplásica que es visible en la fase
no contrastada, con forma sésil y con un tamaño por sobre los 15 mm. Este
pólipo neoplásico tiene una presentación tanto benigna (adenoma) como
maligna (cáncer de vesícula biliar), el cáncer se caracteriza en ambas técnicas
por presentarse como una masa sólida de base ancha y que se infiltra en esta,
por lo tanto, no se observa un espacio entre el tumor y la pared. Con contraste
realza de forma temprana y se lava de forma tardía. A continuación se expone
este patrón en el diagrama de flujo (figura 34).
Figura 34. Diagrama de flujo diagnóstico de cáncer vesicular: patrón masa
polipoidea intraluminal [fuente: elaboración propia]
117
3.1.1 Validación bibliográfica de los criterios imagenológicos TC y RM
Para el desarrollo de este diagrama de flujo diagnostico de cáncer
vesicular, los criterios imagenológicos expuestos en él fueron validados a través
de la bibliografía (tabla 8).
Criterios imagenológicos
Autor(es)/año publicación
Patrón masa que ocupa o reeemplaza a la vesícula biliar
Masa iso-hipodensa en TC
Marin et al. (2014) [198]
Furlan et al. (2008) [199]
Kim et al. (2016) [200]
Deshmukh et al. (2013) [201]
Masa iso a hipointensa en T1w y presenta una Furlan et al. (2008) [202]
mayor intensidad de señal en T2w
Catalano et al. (2008) [203]
Masa con realce centrípeto, con retención del Marin et al. (2014) [204]
contraste hasta la fase tardía en TC y RM
Guantes et al. (2018) [205]
Invasión directa de la masa al tejido hepático Marin et al. (2014) [206]
adyacente en TC y RM
Guantes et al. (2018) [207]
Furlan et al. (2008) [208]
Kim et al. (2016) [209]
Catalano et al. (2008) [210]
Kim et al. (2014) [211]
Metástasis a distancia del cáncer vesicular al Kim et al. (2016) [212]
hígado en TC y RM
Catalano et al. (2008) [213]
Kim et al. (2014) [214]
Presencia de cálculos, calcificaciones o Marin et al. (2014) [215]
vesícula en porcelana en TC y RM
Guantes et al. (2018) [216]
Furlan et al. (2008) [217]
Catalano et al. (2008) [218]
Kim et al. (2014) [219]
Obstrucción o dilatación de la vía biliar Marin et al. (2014) [220]
secundaria a un cálculo o a la misma masa en Guantes et al. (2018) [221]
TC y RM
Catalano et al. (2008) [222]
Diagnóstico diferencial TC y RM
Camuera et al. (2014) [223]
Hennedige et al. (2014) [224]
118
Colangiocarcinoma: realce periférico en fase
arterial y captación centrípeta y gradual en
la fase tardía
Diagnóstico diferencial TC y RM
Furlan et al. (2008) [225]
Hepatocarcinoma: realce en fase arterial, Raposo et al. (2014) [226]
lavado temprano en fase portovenosa
Patrón de engrosamiento focal o difuso de la pared vesicular
Patrón con pared sin estratificación la cual se Kim et al. (2008) [227]
aprecia engrosada y con captación Kim et al. (2014) [228]
heterogénea en TC
Tongdee et al. (2011) [229]
Lee et al. (2015) [230]
Patrón con pared estratificada e irregular en Kim et al. (2008) [231]
donde se visualiza una capa interna ≥ 2.6 mm Kim et al. (2014) [232]
con una fuerte captación del contraste y una Lee et al. (2015) [233]
capa externa ≤3.4 mm que capta muy poco o Hammad et al. (2016) [234]
no capta contraste en TC
Patrón
con
pared
engrosada
sin Jung et al. (2005) [235]
estratificación, hipointensa y homogénea en
RM
Diagnóstico diferencial en TC
Lee et al. (2015) [236]
Colecistitis xantogranulomatosa: presencia Ito et al. (2020) [237]
de nódulos hipodensos no captantes en la Sureka et al. (2017) [238]
pared engrosada
Diagnóstico diferencial en TC
Kim et al. (2008) [239]
Adenomiomatosis: patrón de doble capa, en Kim et al. (2014) [240]
donde la capa interna presenta un realce Bang et al. (2014) [241]
limitado y unos pequeños espacios quísticos Hammad et al. (2016) [242]
hipodensos (senos de Rokitansky-Aschoff) –
“signo del rosario”, la capa externa no
presenta realce
Diagnóstico diferencial en RM T2w
Jung et al. (2005) [243]
Adenomiomatosis: Patrón en donde se Bang et al. (2014) [244]
observa múltiples espacios quísticos de alta Hammad et al. (2016) [245]
intensidad en una pared engrosada ya sea o
no con doble capa
Diagnóstico diferencial en TC Colecistitis Kim et al. (2008) [246]
crónica
Kim et al. (2014) [247]
119
Diagnóstico diferencial en RM
Jung et al. (2005) [248]
Colecistitis crónica
Diagnóstico diferencial en TC
Kim et al. (2008) [249]
Colecistitis aguda
Kim et al. (2014) [250]
Diagnóstico diferencial en RM
Jung et al. (2005) [251]
Colecistitis aguda
Patrón masa polipoide intraluminal
Pólipos de características neoplásicas es Furukawa et al. (1998) [252]
visible en TC
Park et al (2010) [253]
Kim et al (2016) [254]
Andren-Sandberg et al. (2012)
[255]
Pólipos de características neoplásicas son Park et al. (2010) [256]
>15 mm en TC y RM
Kim et al. (2016) [257]
Andren-Sandberg et al. (2012)
[258]
Pólipos de características neoplásicas tiene Ishikawa et al. (1989) [259]
una forma sésil en TC y RM
Furukawa et al. (1998) [260]
Andren-Sandberg et al. (2012)
[261]
Forma pedunculada es indicativo de lesión Ishikawa et al. (1989) [262]
polipoide benigna en TC y RM
Furukawa et al. (1998) [263]
Park et al. (2010) [264]
Masa polipoide benigna presenta espacio
Jin et al. (2013) [265]
entre pared vesicular y la masa TC y RM
Masa polipoide maligna no presenta espacio Jin et al. (2013) [265]
entre la pared y la masa en TC y RM
Base de lesión benigna es delgada en TC y Jin et al. (2013) [265]
RM
Base de lesión polipoide maligna es ancha en Jin et al. (2013) [265]
TC y RM
Masa polipoidea maligna capta contraste de Herman et al. (2014) [266]
forma temprana y se lava de forma tardía.
Andren-Sandberg et al. (2012)
[267]
Tabla 8. Validación bibliográfica de los criterios imagenológicos presentes en
el algoritmo diagnóstico inicial [fuente: elaboración propia]
120
3.2 Protocolos de adquisición de la imagen en TC y RM
El protocolo de adquisición en TC (tabla 8) debe ser un estudio de
abdomen multifásico con un equipo TCMD. El medio de contraste
preferentemente debe ser no iónico, se tiene que administrar un volumen de
contraste entre 100-120 ml por vía intravenosa con un inyector automático a
una velocidad de 3 ml/s. Previo al estudio, los pacientes deben ingerir agua
(aprox. un litro) como agente neutral de contraste oral. Para comenzar el
examen se seleccionan los factores de adquisición, se posiciona al paciente en
decúbito supino cabeza hacia el gantry, brazos arriba para despejar la zona de
estudio y se empieza la adquisición primero con la fase no contrastada, se
administra el contraste y se prosigue con la fase arterial a los 35 segundos y
luego al minuto se adquiere la fase portovenosa.
Parámetros Fase sin
Fase arterial
Fase porto-venosa
contraste
Rango
Cúpulas
Cúpulas
Cúpulas
diafragmáticas
diafragmáticas diafragmáticas polo inferior
polo inferior de
sínfisis púbica
de los riñones
los riñones
Espesor de corte y reconst.
2.5
de la imagen (mm)
kV
120
mAs
Modulación de dosis automática
Pitch
1
Tiempo de rotación (s)
0.6
Dirección
Craneocaudal
Retardo (delay (s))
35
60
Flujo de inyección (ml/s)
3
Volumen de contraste (ml)
100-120
Algoritmo de
Partes blandas
reconstrucción
Tabla 9.Protocolo de adquisición TC [fuente: elaboración propia]
121
En cuanto al protocolo de adquisición de RM (tabla 9) se debe realizar un
estudio de abdomen con un resonador de 1.5 o 3 T. El medio de contraste debe
ser a base de gadolinio y extracelular, se administra un volumen de 0.1 mmol/kg
de peso corporal por vía intravenosa a un flujo aproximado de 2ml/s. Paciente
debe mantener un ayuno de al menos 6 horas (puede beber solo agua) esto
asegura que la vesícula biliar esté distendida. Otro punto importante es que
previo al estudio se le debe instruir al paciente que mantenga la respiración
durante las exploraciones con retención de la respiración y respirar suavemente
en las demás exploraciones. Para comenzar el examen se va a utilizar una antena
body array, se posicionará al paciente en decúbito supino, cabeza primero,
brazos a los lados (por comodidad) y se debe colocar un navegador respiratorio
en el centro de la cúpula derecha del diafragma con la mitad de la caja sobre el
lóbulo derecho del hígado y la otra mitad sobre los pulmones. La adquisición
parte con un localizador en los tres planos, y con el plano coronal se realizan
las secuencias axiales FSE T2 y FSE T2 fatsat, estas se realizan con el gatillado
respiratorio. Después se adquiere el FSE T2 coronal a partir de las imágenes
axiales adquiridas con anterioridad. Luego se adquieren las imágenes en fase y
fuera de fase con retención de la respiración. Se prosigue con la CPRM con
retención de la respiración y, por último, las secuencias dinámicas pre y post
contraste con fase arterial, portovenosa y tardía.
122
Parámetros
Plano
Modo
Tren de ecos
TE (ms)
Ultra
fast
localiz
ador
tres
planos
2D
180
TR (ms)
-
Flip Angle
Nex
1
Fatsat
Volumen
(Mmol/kg)
Flujo (ml/s)
Delay: fase
arterial (s)
fase portovenosa (s)
fase tardía(s)
Matriz
Fov (cm)
Espesor de
corte (mm)
Gap (mm)
No
-
Fast
SE T2
Fast
SE T2
Fast SE
T2
Ultra
fast GE
T1
Parámetros de imagen
Axial Axial Coronal
Axial
2D
2D
2D
2D
Parámetros de escaneo
8
8
8
100
100
100
fase:
2.46
fuera
fase:
1.22
3000- 300030004.7
4000
4000
4000
10º
4
4
4
1
Parámetros adicionales
No
Si
Si
No
Parámetros de inyección de contraste
-
Ultra
fast
CPRM
Spoiled GE
Dinámica
CoronOblicua
2D
Axial
128
95
mínimo
-
50-70
1
45º
1
Si
Si
-
0.1
2D
-
-
-
-
-
-
2
30
-
-
-
-
-
-
60
-
-
-
-
300
256x
256
40
8
192x
256
35
3-5
224x
256
35
5
224x
256
35
3
128x
256
35
3
0
1
1
0
1
Rango de escaneo
192x
192x
256
256
35
35
3- 5
3- 5
1
1
Tabla 10. Protocolo de adquisición RM [fuente: elaboración propia]
123
3.2.1 Validación bibliográfica de los protocolos de adquisición TC y RM
La definición de estos protocolos de adquisición están sustentados desde
la revisión de la bibliografía (tabla 11).
Parámetro de adquisición
Autor(es)/año de publicación
Protocolo de adquisición tomografía computarizada
Rango
Kim et al. (2008) [268]
Park et al. (2010) [269]
Espesor de corte de adquisición y
Kim et al. (2008) [270]
reconstrucción de la imagen (mm)
Park et al. (2010) [271]
Wasnik et al. (2018) [272]
Bang et al. (2014) [273]
kV
Park et al. (2010) [274]
Kim et al. (2016) [275]
Corwin et al. (2019) [276]
Ito et al. (2020) [277]
Wasnik et al. (2018) [278]
Cha et al. (2018) [279]
mAs
Corwin et al. (2019) [280]
Pitch
Park et al. (2010) [281]
Ito et al. (2020) [282]
Sureka et al. (2017) [283]
Tiempo de rotación (s)
Bang et al. (2014) [284]
Sureka et al. (2017) [285]
Dirección
Kim et al. (2008) [286]
Park et al. (2010) [287]
Delay: fase arterial (s)
Ito et al. (2020) [288]
Cha et al. (2018) [289]
Delay: fase porto-venosa (s)
Mitchell et al. (2014) [290]
Ito et al. (2020) [291]
Wasnik et al. (2018) [292]
Delay: fase tardía (s)
Ito et al. (2020) [293]
Flujo de inyección (ml/s)
Kim et al. (2008) [294]
Park et al. (2010) [295]
124
Kim et al. (2016) [296]
Mitchell et al. (2014) [297]
Corwin et al. (2019) [298]
Ito et al. (2020) [299]
Bang et al. (2014) [300]
Cha et al. (2018) [301]
Volumen de contraste (ml)
Kim et al. (2008) [302]
Park et al. (2010) [303]
Kim et al. (2016) [304]
Ito et al. (2020) [305]
Sureka et al. (2017) [306]
Wasnik et al. (2018) [307]
Bang et al. (2014) [308]
Cha et al. (2018) [309]
Algoritmo de reconstrucción
Kim et al. (2008) [310]
Park et al. (2010) [311]
Ito et al. (2020) [312]
Bang et al. (2014) [313]
Protocolo de adquisición resonancia magnética
Secuencia/ Plano/modo
Jung et al. (2005) [314]
Yoshimitsu et al. (1997) [315]
Sureka et al. (2017) [316]
Bang et al. (2014) [317]
Cha et al. (2018) [318]
Yoshimitsu et al. (2005) [319]
Elsayes et al. (2007) [320]
Mrimaster.com [321]
RM cuerpo, Seram [322]
Weill Cornell Medicine [323]
Tren de ecos
Jung et al. (2005) [324]
Yoshimitsu et al. (1997) [325]
TE (ms) y TR (ms)
Jung et al. (2005) [326]
Yoshimitsu et al. (1997) [327]
Sureka et al. (2017) [328]
Flip Angle
Yoshimitsu et al. (1997) [329]
Bang et al. (2014) [330]
Nex
Weill Cornell Medicine [331]
Yoshimitsu et al. (1997) [332]
Fatsat
Mrimaster.com [333]
125
Kaza et al. (2006) [334]
RM cuerpo, Seram [335]
Bang et al. (2014) [336]
Flujo (ml/s)
RM cuerpo, Seram [337]
Delay: fase arterial (s)
Bang et al. (2014) [338]
Yoshimitsu et al. (2005) [339]
Mrimaster.com [340]
Delay: fase porto-venosa (s)
Bang et al. (2014) [341]
Yoshimitsu et al. (2005) [342]
Mrimaster.com [343]
Delay: fase tardía(s)
Bang et al. (2014) [344]
Yoshimitsu et al. (2005) [345]
Mrimaster.com [346]
Matriz
Weill Cornell Medicine [347]
Yoshimitsu et al. (1997) [348]
Jung et al. (2005) [349]
Fov (cm)
Weill Cornell Medicine [350]
Sureka et al. (2017) [351]
Jung et al. (2005) [352]
Espesor de corte (mm)
Weill Cornell Medicine [353]
Yoshimitsu et al. (1997) [354]
Bang et al. (2014) [355]
Jung et al. (2005) [356]
Gap (mm)
Weill Cornell Medicine [357]
Yoshimitsu et al. (1997) [358]
Tabla 11. Validación bibliográfica de protocolos de adquisición en TC y RM
[fuente: elaboración propia]
Volumen
(Mmol/kg)
126
DISCUSIONES
En este seminario de investigación se propuso como objetivo principal
validar bibliográficamente criterios imagenológicos presentes en las técnicas de
tomografía computarizada y resonancia magnética con el fin de desarrollar un
algoritmo diagnóstico de cáncer de vesícula biliar.
Para ello se realizó una búsqueda exhaustiva de la literatura científica
disponible, en donde se extrajo como primer criterio que el cáncer de vesícula
biliar presenta 3 patrones imagenológicos: una gran masa que ocupa o
reemplaza a la vesícula biliar, un engrosamiento focal o difuso de la pared
vesicular y una masa polipoidea que crece de manera intraluminal (figura 35).
Figura 35. Clasificación morfológica de los tumores de la vesícula biliar.
(a, b) Engrosamiento mural focal o difuso con o sin irregularidad de la pared.
(a) captación heterogénea de la pared de la vesícula biliar de una capa o
estratificación indistinguible de la pared de la vesícula biliar. (b) patrón de dos
capas con capa interna gruesa que realza fuertemente y capa externa delgada
que capta levemente o no lo hace. (c) Masa intraluminal polipoide. (d) Gran
masa que oculta o reemplaza a la vesícula biliar [359]
127
El patrón de masa que oculta o reemplaza a la vesícula biliar es el más
común y puede estar presente en el 40%-65% de los pacientes con cáncer de
vesícula biliar [360,361]. Este tumor se define como una masa sólida poco definida,
heterogénea con densidad intermedia o baja en TC [362, 363] (figura 36), en RM
presenta una intensidad de señal intermedia o baja en T1w y una intensidad de
señal moderadamente alta en T2w (figura 37) [364, 365]. Este puede caracterizarse
por poseer zonas de baja densidad/intensidad debido a la necrosis que se genera
en la masa [366], y en algunos casos aparecen cálculos y calcificaciones (figura
38) que eventualmente podrían generar una dilatación u obstrucción biliar
[367.368.369]
, en estos casos la CPRM facilita la localización de la obstrucción y
esto lo hace con una sensibilidad del 92% [369].
Otros hallazgos comunes son la invasión al conducto biliar, la invasión
directa al hígado o las metástasis a distancia al parénquima hepático (figura 39)
[370]
esto es a causa de que el tejido conectivo perimuscular de la vesícula biliar
se continúa con el tejido conectivo interlobular hepático y al drenaje venoso
directo de la vesícula biliar hacia el hígado [371]. Las imágenes dinámicas (T1w)
con saturación grasa son buenas para diagnosticar la extensión del tumor, la
invasión directa a órganos adyacentes y las metástasis hepáticas a distancia. La
RM tiene una altísima sensibilidad (100%) para detectar la invasión directa al
tejido hepático (figura 40), aunque suele subestimar la profundidad de la
invasión en un 11% de los pacientes
[372]
. Cuando se observa una estenosis en
la porción media de la vía biliar extrahepática en pacientes con ictericia
obstructiva, es importante que se analice cuidadosamente el conducto cístico y
el cuello de la vesícula biliar para evitar una posible propagación del cáncer
vesicular [373].
128
Tanto en la TC como en la RM dinámica se produce en la fase arterial un
realce irregular, intenso y periférico en la zonas de tumor viable, con un realce
centrípeto y progresivo en la fase portovenosa. La captación del contraste puede
ser retenida en los componentes fibrosos del estroma del tumor durante las fases
portovenosa y tardía (figura 41 y 42) [374].
Figura 36. Cáncer de vesícula biliar: masa que reemplaza la vesícula biliar
TC axial de abdomen con contraste. Se observa una masa hipodensa,
heterogénea, con realce periférico, que infiltra y engloba a la vesícula biliar, e
infiltra al parénquima hepático adyacente [375]
129
a
b
Figura 37. Cáncer de vesícula biliar: masa que reemplaza la vesícula biliar
RM axial de abdomen sin contraste. La imagen T1w con supresión de grasa
muestra un engrosamiento irregular de la pared de la vesícula biliar con una
masa focal en el fondo (flechas). La masa exhibe una intensidad de señal
intermedia. (b) En en T2w con supresión de grasa, la masa es
heterogéneamente hiperintensa (flechas) [376]
Figura 38. Cáncer de vesícula biliar: masa que reemplaza la vesícula biliar
TC axial de abdomen con contraste. Se observa una gran masa heterogénea
que infiltra y sustituye a la vesícula, de contornos lobulados, incluso con
nódulos satélites, hipodensa, con realce periférico. En a) se muestra una
imagen hiperdensa en relación con colelitiasis (flecha amarilla), y en b) se
señalan dos metástasis hepáticas (flechas azules) [377]
130
Figura 39. Cáncer de vesícula biliar: masa que reemplaza la vesícula biliar
TC axial de abdomen con contraste. A) y B) muestran una masa hipodensa
con realce periférico irregular. Se visualiza invasión directa al hígado (puntas
de flechas), invasión hiliar (asterisco), varias metástasis ganglionares (flechas
grandes) y metástasis hepáticas (flechas pequeñas). Es probable que la
dilatación del conducto biliar se deba a la invasión hiliar [378]
Figura 40. Cáncer de vesícula biliar: masa que reemplaza la vesícula biliar
RM axial de abdomen FSE T2. Se observa masa hiperintensa (flecha) que
ocupa la luz de la vesícula biliar y se extiende hacia el parénquima hepático
adyacente (puntas de flecha) con una intensidad de señal similar [379]
131
Figura 41. Cáncer de vesícula biliar: masa que reemplaza la vesícula biliar
TC axial de abdomen con contraste. A) durante la fase arterial se muestra una
gran masa (asterisco) con realce intenso en la periferia viable (flecha) y la
metástasis hepática adyacente (punta de flecha). B) durante la fase
portovenosa se observa un componente necrótico hipodenso (asterisco) con la
retención de contraste en porciones viables del tumor (flecha) y la metástasis
hepática adyacente (punta de flecha) [380]
Figura 42. Cáncer de vesícula biliar: masa que reemplaza la vesícula biliar
RM axial de abdomen dinámica. Se observa una masa con realce periférico.
La interfaz tumor-hígado está mal definida (flecha), un hallazgo que sugiere
infiltración tumoral del hígado [381]
132
En cuanto al patrón de engrosamiento de la pared vesicular, es el segundo
con más porcentaje de casos reportados (20-30%) [382,383]. De los tres patrones
este es el más complicado para ser diagnosticado a través de las imágenes, ya
que suele imitar las aparición de patologías inflamatorias agudas y crónicas,
como la colecistitis aguda y crónica, la colecistitis xantogranulomatosa o la
adenomiomatosis.
En lo que concierne al estudio a través de la tomografía computarizada,
Kim et al. [384] fue uno de los primeros investigadores que expuso la precisión
diagnóstica del escáner con contraste para detectar el cáncer de vesícula biliar
que se presenta como engrosamiento de la pared, con una sensibilidad y
especificidad del 82.8%-87.8% para un primer observador y del 75.9%-91.8%
para un segundo observador respectivamente. Esto fue realizado mediante un
estudio retrospectivo a 78 pacientes adultos que tenían estudios con TCMD y
presentaban engrosamiento de la pared >3mm (<3mm normal). La captación
del contraste fue clasificada en 5 patrones:
 El tipo 1 es un patrón en donde se aprecia la pared vesicular como una
capa que capta contraste de manera heterogénea (figura 43).
 El tipo 2 es un patrón de doble capa, en donde la capa interna se muestra
engrosada (>2.6 mm) y realza fuertemente, en cambio la capa externa
delgada (<3.4 mm) realza débilmente o no lo hace (figura 44).
 El tipo 3 es un patrón de doble capa, en donde la capa interna presenta un
realce limitado y unos espacios quísticos (senos de Rokitansky-Aschoff),
por otro lado, la capa externa no presenta realce (figura 45).
133
 El tipo 4 es un patrón de doble capa, en donde la capa interna se presenta
delgada y con un realce débil, y la capa externa se observa delgada y sin
realce (figura 46).
 El tipo 5 es un patrón de doble capa, en donde se presenta una capa
interna delgada que realza débilmente y una capa externa gruesa que no
realza (figura 47).
Figura 43. Cáncer de vesícula biliar: engrosamiento de la pared vesicular tipo
1
a) Diagrama que muestra el patrón tipo 1 con una capa gruesa y heterogénea.
b) TC axial de abdomen con contraste. Se observa el engrosamiento de la
pared con captación heterogénea en la fase portovenosa (puntas de flechas)
[384]
134
Figura 44. Cáncer de vesícula biliar: engrosamiento de la pared vesicular tipo
2
a) Diagrama que muestra el patrón tipo 2 de doble capa. b) TC axial de
abdomen con contraste. Se observa un engrosamiento suave de la pared de la
vesícula biliar con apariencia de doble capa. La flecha negra indica la capa
externa hipodensa y la flecha blanca indica la capa interna realzante en fase
portovenosa. También se muestra una dilatación de los conductos biliares
intrahepáticos [384,385]
135
Figura 45. Adenomiomatosis: engrosamiento de la pared vesicular tipo 3
a) Diagrama que muestra el patrón tipo 3 de doble capa. b) TC axial de
abdomen con contraste. Se muestra un engrosamiento difuso de la pared de la
vesícula biliar segmentaria con dos capas. El grado de realce y el grosor de las
capas internas (flecha blanca) y externas (flecha negra) no se clasificaron
estrictamente (tipo 3). Sin embargo, el grado de mejora es igual o menor que
el del parénquima hepático. Podemos observar focos sutiles de baja
atenuación (puntas de flecha) dentro de la capa interna contrastada, lo que
sugiere senos de Rokitansky-Aschoff dilatados [386]
136
Figura 46. Colecistitis crónica: engrosamiento de la pared vesicular tipo 4
a) Diagrama que muestra el patrón tipo 4 de doble capa. b) TC axial de
abdomen con contraste. En este patrón, el punto diferencial con el tipo 3 es
una capa delgada interna contrastada (flecha blanca) que muestra una
captación débil, margen difuso y colapso luminal (tipo 4). La capa externa
delgada (flecha negra) no muestra realce [386]
137
Figura 47. Colecistitis aguda: engrosamiento de la pared vesicular tipo 5
a) Diagrama que muestra el patrón tipo 5 de doble capa. b) se observa una
capa interna delgada que realza débilmente (flecha blanca), lo que sugiere
inflamación de la mucosa, con una capa externa gruesa que no realza (flecha
negra), que indica edema subserosal y líquido pericolecístico con distensión
luminal de la vesícula biliar. La capa débilmente contrastada muestra un
margen bastante difuso [386]
La relación entre los hallazgos imagenológicos y los resultados
histopatológicos dictó que los patrones tipo 3, 4, 5 se asocian a la
adenomiomatosis, colecistitis crónica y colecistitis aguda respectivamente. En
cuanto a los patrones tipo 1 (36.2%) y 2 (53.5%) se consideran un
engrosamiento maligno de la pared vesicular (cáncer de vesícula biliar), sin
embargo, en algunos casos la colecistitis xantogranulomatosa presentó el patrón
tipo 1. No obstante, el estudio de Lee et al. [296] describe que la colecistitis
xantogranulomatosa a diferencia del cáncer de vesícula biliar presenta nódulos
intramurales y se le asocia a un engrosamiento de la pared no focal con una
138
pared lisa (figura 48), además su investigación también relaciona el mayor
porcentaje de casos de cáncer de vesícula biliar al patrón tipo 2 ( tipo 1 = 23.8%
y tipo 2 = 45.2%). La sensibilidad y especificidad que tuvo este estudio para
detectar la colecistitis fue de 88.4%-65% para un observador 1 y de 86%-77.5%
para un observador 2 respectivamente.
Figura 48. Colecistitis xantogranulomatosa: engrosamiento de la pared
vesicular tipo 1
A) TC axial de abdomen con contraste. Se observa un nódulo que contiene
grasa dentro de la pared engrosada de la vesícula (flecha blanca). Además, se
observa un cálculo biliar grande, hiperdenso (punta de flecha negra) en la luz
de la vesícula biliar [387]
También existe una investigación por parte de Tongdee et al.
[388]
los
cuales utilizaron el patrón de captación de contraste de Kim et al. para su
estudio, en donde sus resultados fueron que el patrón tipo 1 se asociaba
principalmente con malignidad y el tipo 2 era inespecífico. El análisis selectivo
139
que tuvo el patrón tipo 1 para diferenciar lo maligno de lo benigno fue de una
sensibilidad y especificidad del 78% y 94% respectivamente.
Respecto al estudio a través de la resonancia magnética, Jung et al. [389]
realizó su investigación de manera retrospectiva con 144 pacientes adultos que
tenían estudios con imágenes coronales oblicuas de la CPRM y presentaban un
engrosamiento de la pared vesicular > 3mm. Estos definieron al igual que Kim
et al.
[390]
el engrosamiento de la vesícula biliar como un patrón en capas, sin
embargo, esta clasificación difiere en algunos aspectos:
 Tipo 1 es un patrón de doble capa, en donde ambas capas mostraron un
margen bien definido. La capa interna se observa delgada, homogénea e
hipointensa, en cambio la capa externa se observa engrosada e
hiperintensa (figura 49).
 Tipo 2 es un patrón de doble capa, en donde ambas capas mostraron un
margen mal definido. La capa interna se observa engrosada y la capa
externa se visualiza isointensa y heterogénea (figura 50).
 Tipo 3 es un patrón en donde se observa múltiples espacios quísticos de
alta intensidad en una pared engrosada, ya sea o no con doble capa
(figura 51).
 El tipo 4 se define como un engrosamiento difuso de la pared vesicular
sin capas. Esta “única” pared se muestra con una señal hipointensa y
homogénea (figura 52) [391].
140
Figura 49. Colecistitis crónica: engrosamiento de la pared vesicular tipo 1
CPRM oblicua de abdomen sin contraste. Se muestra la pared de la vesícula
biliar engrosada con dos capas. El margen de la pared engrosada es definido.
La capa interna con intensidad de señal oscura es uniforme y delgada. La capa
externa es gruesa y con alta intensidad de señal [391]
Figura 50. Colecistitis aguda: engrosamiento de la pared vesicular tipo 2
CPRM oblicua de abdomen sin contraste. Se muestra la pared de la vesícula
biliar engrosada con dos capas. El margen de la pared engrosada está mal
definido. La capa interna se ensancha y se interrumpe focalmente. La capa
externa es heterogénea con intensidad de señal intermedia [391]
141
Figura 51. Adenomiomatosis: engrosamiento de la pared vesicular tipo 3
CPRM oblicua de abdomen sin contraste. Se muestra la pared de la vesícula
biliar engrosada con múltiples espacios quísticos de alta intensidad de señal
[391]
Figura 52. Cáncer de vesícula biliar: engrosamiento de la pared vesicular tipo
4
CPRM oblicua de abdomen sin contraste. Se muestra una pared de la vesícula
biliar engrosada de manera difusa con una señal de baja intensidad homogénea
[391]
142
La correlación de los patrones en capa y el resultado histopatológico
dictaminó que el patrón tipo 1 corresponde a una colecistitis crónica. La CPRM
presentó una alta sensibilidad y especificidad para detectar este patrón, siendo
un 93% y 97% respectivamente. El patrón tipo 2 corresponde a una colecistitis
aguda, mostrando la CPRM una sensibilidad y especificidad del 90% y 95%
respectivamente. El tipo 3 corresponde a una adenomiomatosis, presentando la
CPRM una altísima sensibilidad y especificidad del 100% y 99%
respectivamente. Y, por último, el patrón tipo 4 corresponde al cáncer de
vesícula biliar el cual presentó una sensibilidad y especificidad del 92% y 97%
respectivamente.
El patrón de crecimiento polipoideo intraluminal corresponde a un 1525% de los casos diagnosticados de cáncer de vesícula biliar. Tiene el mejor
pronóstico debido a sus características de crecimiento y porque la diseminación
a los tejidos adyacentes ocurre en etapas tardías de la enfermedad.
La gran mayoría de los pólipos encontrados en la vesícula biliar son de
carácter benigno y su composición principal es el colesterol (60-90%)
[392,393]
.
Se encuentran adosados a la pared mucosa o muscular y generalmente son
únicos, en casos aislados es posible encontrar más de uno en la pared vesicular
y cerca de un 5-6% de pacientes sanos presentan pólipos en esta zona [394].
Morfológicamente es posible clasificar a los pólipos en dos tipos según
Ishikawa et al [395]: sésil y pediculado. El primero corresponde a una lesión que
protruye desde la capa muscular o mucosa de la vesícula hacia el lumen y
cuentan con una base ancha, que puede estar o no acompañado de
engrosamiento focal de la pared, representa al 60% de los pólipos. El segundo
143
corresponde a una lesión flotante que puede presentar una base estrecha y
corresponden al 30% de los casos. Respecto al riesgo de malignidad de estos
tipos de pólipos, los sésiles tienen mayor probabilidad de presentar cambios
neoplásicos (figura 53) [396,397].
A su vez, es posible clasificar histopatológicamente a las lesiones
polipoideas en neoplásicas y no neoplásicas: las lesiones benignas corresponden
a pólipos de colesterol, hiperplásicos, inflamatorios. En tanto las lesiones
neoplásicas corresponden principalmente a patologías malignas como
adenocarcinomas, carcinomas de células escamosas y, a patologías benignas
adenomas, adenomiomas, fibromas y lipomas.
Para la valoración objetiva de un pólipo vesicular, es necesario en primera
instancia definir signos predictores que sugieren una lesión potencialmente
maligna, los más importantes corresponden a: pacientes sobre los 55 años,
percepción del pólipo en la TC no contrastada, tamaño sobre >15 mm, lesión
solitaria y con forma sésil. Estos predictores fueron validados por Park et al.
[398]
, quien realizó un estudio retrospectivo en 98 pacientes con hallazgos de
masas polipoideas a través de la tomografía computarizada con contraste. A
partir del análisis estadístico, revisó las diferencias estadísticas de las
características basales de los pólipos neoplásicos y no neoplásicos con una
ecuación de estimación generalizada, el análisis fue multivariado y determinó
los mejores predictores para diferenciar ambos tipos de pólipo, estableciéndose
un resultado P < 0.05 como una diferencia significativa, el resultado que obtuvo
fue que el tamaño >15mm (P=0.0260), la forma sésil (P=0.0260) y la visibilidad
en TC no contrastada
(P=0.0001) fueron variables estadísticamente
144
significativas que podrían usarse de forma independiente para diferenciar un
pólipo neoplásico de uno no neoplásico.
En cuanto a la visibilidad del pólipo neoplásico en fases no contrastadas,
la explicación más acertada de este hallazgo radica en la composición del tejido
de la lesión (epitelio neoplásico, o una capa de estroma conectivo denso) el cual
presenta una densidad distinta a la de la bilis, por lo que lo hace visible en esta
fase, por el contrario, los pólipos no neoplásicos no son percibidos en esta fase,
ya que se componen de tejido de similar densidad a la bilis (epitelio columnar
hiperplásico, o de estroma parcialmente flojo y celular con o sin focos de
acumulación de macrófagos cargados de lípidos).
Por otro lado, el estudio de Park et al. indica que existen otros hallazgos
en la TC que deben ser considerados como signos sugerentes de malignidad,
aunque con una significancia menor y corresponden al engrosamiento focal de
la pared de la vesícula asociado a crecimiento de la masa polipoidea, el cual se
relaciona a la presencia de un pólipo sésil, también la coexistencia de litiasis
vesicular con una masa polipoidea, en el estudio se determinó que un 50% de
los pacientes con adenocarcinoma asociado a masa polipoidea presentaban
litiasis vesicular.
El estudio de las masas polipoideas también fue realizado por Kim et al
[399]
, los cuales analizaron de manera retrospectiva a 68 pacientes que
presentaban hallazgos de masas polipoideas en la vesícula biliar en TC, en el
cual mediante un análisis ROC se determinó que un tamaño >15mm es el mejor
valor de corte para diagnosticar un pólipo neoplásico con una sensibilidad y
145
especificidad del 75% y 95% respectivamente, también este análisis arrojó que
una edad de 57 años es el mejor valor de corte con una sensibilidad y
especificidad del 83.3% y 72.2% respectivamente. Con esto realizaron el
análisis univariado, para determinar los mejores predictores que diferencian un
pólipo neoplásico de uno no neoplásico, estableciéndose un resultado P < 0.05
como una diferencia significativa. El resultado reveló que una edad >57 años
(P=0.002), tamaño de pólipo >15mm (P=0.001), un pólipo solitario (P=0.025)
y la forma sésil (P=0.017) fueron predictores significativos para determinar si
es o no un pólipo neoplásico.
Figura 53. Cáncer de vesícula biliar: masa polipoide intraluminal
TC axial de abdomen con contraste. A) Fase sin contraste muestra una masa
polipoide (flecha). Las imágenes de TC con contraste obtenidas durante las
fases arterial (B) y portal (C) muestran un pólipo sésil hipercaptante con una
superficie irregular en la vesícula biliar. Se observan engrosamiento de la
pared (punta de flecha) alrededor del pólipo en comparación con las otras
partes del órgano [400]
146
Por otra parte, Furukawa et al
[401]
, diseñó un estudio para valorar la
exactitud diagnóstica de la TC para el diagnóstico diferencial de las lesiones
polipoideas. Sus resultados fueron los siguientes: cuando la lesión en la TC sin
contraste no se visualizó, pero si se mostró y con forma pedunculada en la TC
con contraste, se trató de un pólipo de colesterol (figura 54). Cuando se mostró
en la TC sin contraste una lesión con forma sésil, se le identificó como
neoplásica (figura 55). La sensibilidad y especificidad que presentó la
tomografía computarizada para detectar lesiones neoplásicas fue de un 88% y
87% respectivamente. Estos investigadores indican que el uso de medio de
contraste es útil para discriminar una lesión maligna de una benigna, para ello
recomienda el estudio de tomografía computada en fase arterial y portal, las
lesiones de carácter benigno tienen un realce homogéneo al medio de contraste,
y un lavado temprano en fase portal, en el caso de las lesiones neoplásicas estas
presentan un rápido realce al medio de contraste en fase arterial y un lavado
tardío (figura 56), por lo que es un buen indicador para una valoración objetiva
de la lesión.
Figura 54. Pólipo de colesterol: masa polipoide intraluminal
147
TC axial de abdomen con contraste. A) En la TC sin contraste no se observa
ninguna lesión, excepto un pequeño cálculo (punta de flecha) en la vesícula
biliar. B) Con contraste, se detecta una masa pedunculada realzante (flecha)
[401]
Figura 55. Cáncer de vesícula biliar: masa polipoide intraluminal
TC axial de abdomen con contraste. A) Es visible una masa sésil (flecha) en la
vesícula biliar en la TC sin contraste B) La masa se muestra captante de
contraste Este tumor había invadido la capa subserosal [401]
Figura 56. Cáncer de vesícula biliar: masa polipoide intraluminal
a) TC axial fase arterial b) TC axial fase tardía. Se muestra una masa
polipoide realzada potentemente en la fase arterial y con disminución de la
148
captación en la fase retardada. c) RM T2w muestra una masa polipoide dentro
de la vesícula con retracción del pliegue del órgano, probablemente debido al
peso del tumor (flecha) [402]
En cuanto a la técnica de resonancia magnética para la valoración de este
patrón, es de utilidad el uso de imágenes potenciadas en T1w y T2w, que
muestran a la lesión polipoide con una señal de intensidad intermedia surgiendo
desde la pared muscular engrosada en T1w e hiperintensa en T2w (figura 57),
el uso de medio de contraste basado en gadolinio es útil para la diferenciación
de lesiones benignas de las malignas, en fase arterial la lesión benigna presenta
un rápido realce y rápido lavado en fase portal, en tanto las lesiones de carácter
maligno presentan un realce homogéneo y lavado tardío, este comportamiento
se debe a las características de los tejidos que lo forman. [403,404]
Figura 57. Cáncer de vesícula biliar: masa polipoide intraluminal
a) FSE T2 fatsat muestra una masa en la vesícula biliar levemente
hiperintensa, polipoidal e intraluminal (flecha). b) T1w la masa (flecha)
muestra una intensidad de señal intermedia a la de la bilis y el parénquima
hepático [405]
149
Se debe tener presente que también existe una lesión benigna que suele
mimetizar con el cáncer de vesícula biliar, este es el adenoma. Esta patología
tiene una baja prevalencia, corresponde al 4%-7% de las lesiones polipoideas
diagnosticadas, son únicos, de tamaño variable (10-25 mm) y generalmente son
asintomáticos. Microscópicamente existen 3 tipos de adenomas, siendo el más
frecuente el de tipo tubular, el cual tiene la capacidad de coexistir con lesiones
tumorales malignas dentro de la vesícula biliar. Su complejidad radica en que
es una lesión clasificada como premaligna, esto quiere decir que si no se precisa
un tratamiento oportuno puede derivar en un proceso neoplásico en la vesícula
a través de un mecanismo de transformación displasia-carcinoma. El estudio de
este tipo de lesiones se realiza a través de la tomografía computarizada y la
resonancia magnética, en las imágenes se pueden apreciar a veces como una
masa con apariencia de conglomerado de moras, se puede visualizar también
que la base de la masa no parece estar en directa relación con la pared (se
observa un espacio entre la masa y la pared), esto es debido a que su relación
con la pared vesicular se da a través de fibras que asemejan dendritas, dando un
aspecto de una lesión flotante dentro de la vesícula (figura 58). En imágenes
contrastadas, tanto en tomografía computada como en resonancia magnética, la
lesión presenta un realce homogéneo progresivo con lavado temprano, en tanto
la pared subyacente se visualiza como lisa y con un espesor normal. Cuando la
lesión coexiste con otra lesión de origen maligno, al administrar medio de
contraste, el realce del adenoma es menor a la del maligno (figura 59). Si bien
es difícil discriminar los adenomas mediante imágenes, un signo que sugiere
malignidad de la lesión es el tamaño sobre 15 mm. [406,407,408]
150
Figura 58. Adenoma tubular: masa polipoide intraluminal
A) La RM T2w revela una masa con espacios irregulares, presenta ese aspecto
de conglomerado de moras y que parece flotar en la vesícula biliar, su pared es
lisa y delgada. B) En la TC contrastada la masa parece captar débilmente el
contraste [408]
Figura 59. Coexistencia de adenoma tubular y Cáncer de vesícula biliar
La TC axial con contraste muestra dos tumores en la vesícula biliar, uno con
menos contacto con la pared (punta de flecha blanca) y el otro tenía una base
ancha con una pared engrosada (flecha blanca), además este último parece
captar con mayor intensidad el contraste (80 UH vs 50UH) [408]
151
CONCLUSIONES
Este estudio ha permitido validar los criterios imagenológicos presentes
en la literatura, los cuales contribuyeron al desarrollo de un diagrama de flujo
inicial diagnóstico de cáncer vesicular que pueda ser incorporado con
posterioridad a un algoritmo diagnóstico de cáncer vesicular.
Esta investigación otorgó un espacio esencial para replantearse la
importancia de esta patología a nivel nacional y, porqué no a nivel internacional
en países que al igual que Chile presentan una alta incidencia y mortalidad. En
función de esto, es que el presente trabajo es de gran aporte a la comunidad
científica y a la población, ya que expone un flujograma que pueda ser utilizado
con posteriridad en el desarrollo de un algoritmo de IA capaz de diagnosticar el
cáncer de vesícula biliar.
La información que fue recolectada expuso que la tomografía
computarizada y la resonancia magnética son técnicas eficientes en la detección
de este cáncer y que, además, son capaces de discriminarlo de otras patologías
que pueden enmascarar su diagnóstico.
Por otro lado, en base a la revisión bibliográfica se determinó que escasea
la cantidad de artículos de investigación realizados en Chile que aporten a la
detección del cáncer de vesícula biliar a través de la tomografía computarizada
y la resonancia magnética. En este contexto y, considerando que este país tiene
la población más susceptible de desarrollar esta neoplasia, se hace imperativo
152
la realización de estudios que demuestren el comportamiento de la enfermedad
en nuestra población para así guiar de manera eficiente el diagnóstico y
prevención de la patología.
Entonces, ya sea por medio de nuevas estudios a la población chilena o
por la creación de una inteligencia artificial, esto permitirá perfeccionar el
enfoque diagnóstico de la patología, ayudando a otorgar tratamientos oportunos
y la creación de estrategias de salud que contribuyan a la prevención de esta
enfermedad.
153
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