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TEMA 27La imagen radiológica digital OPOSICIÓN TÉCNICO EN RAYOS SAS

ÍNDICE1. Introducción2. Radiografía computarizada.3. Características de la imagen CR4. SPR5. Sistemas DX

LA IMAGEN RADIOLÓGICA DIGITAL. / TEMA 27

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1. Introducción

Lo primero que tenemos que saber es que los técnicos en radiodiagnóstico emitimos ondas de Rx que han de atravesar a un paciente y después de eso se mide la energía de los Rx que llegan al receptor y transformarla en una imagen digital. La imagen que vemos en una pantalla de ordenador, antes de ser revelada y transformada para que sea visible, se envía a un sistema de archivo que se llama PACS. Además el PACS también sirve para comunicar las imágenes. Para nosotros poder ver esas imágenes necesita-mos un convertidor analógico digital, que es el que consigue convertir la señal analógica en una imagen digital.

La señal analógica está formada por fotones de Rx que al atravesar al paciente y dis-minuir su intensidad, consiguen llegar hasta el receptor de imagen, que es transformada en una señal luminosa y posteriormente a una señal eléctrica, que es transformada de-pendiendo de la cantidad de energía a ceros y unos, que forman parte de la conversión a imagen digital en un ordenador

Tema 27. LA IMAGEN RADIOLÓGICA DIGITAL. CONCEPTO. PRODUCCIÓN Y TRATAMIENTO DE LA IMAGEN DIGITAL. EQUIPOS DIGITALES. VENTAJAS INDICE.

INTRODUCCIÓN RADIOGRAFÍA COMPUTARIZADA. CARACTERÍSTICAS DE LA IMAGEN CR SPR SISTEMAS DX

1. INTRODUCCIÓN Lo primero que tenemos que saber es que los técnicos en radiodiagnóstico emitimos ondas de Rx que han de atravesar a un paciente y después de eso se mide la energía de los Rx que llegan al receptor y transformarla en una imagen digital. La imagen que vemos en una pantalla de ordenador, antes de ser revelada y transformada para que sea visible, se envía a un sistema de archivo que se llama PACS. Además el PACS también sirve para comunicar las imágenes. Para nosotros poder ver esas imágenes necesitamos un convertidor analógico digital, que es el que consigue convertir la señal analógica en una imagen digital. La señal analógica está formada por fotones de Rx que al atravesar al paciente y disminuir su intensidad, consiguen llegar hasta el receptor de imagen, que es transformada en una señal luminosa y posteriormente a una señal eléctrica, que es transformada dependiendo de la cantidad de energía a

ceros y unos, que forman parte de la conversión a imagen digital en un ordenador

2. RADIOGRAFÍA COMPUTARIZADA. El receptor de imagen RC, de radiografías computarizadas es un sistema análogo a la radiología convencional ya que utiliza chasis como receptores de los fotones de Rx que han emergido del paciente tras atravesarle. Se pueden obtener imágenes con el mismo aparato de rayos X y otra cosa en común con la radiología analógica, es que ambas tienen imagen latente

RADIOLOGÍA DIGITAL

RC

Elemento de captura

fluorohaluro de bario+impurezas de

europio

Elemento de acoplamiento

LECTOR LASER+FOTOMULTI

PLICADOR

SPR CAPTURA INDIRECTA

CCDElemento de

captura

Silicio + yoduro de cesio


Fibra óptica

TFTElemento de

captura

Yoduro de cesio + a-Si


Lente de contacto

Elemento de captura

Sulfuro de gadolinio + a-Si


Fibra óptica

CAPTURA DIRECTA

TFT

Elemento de captura

a-Se


Ninguno

OPOSICIÓN TTÉCNICO EN RAYOS SAS

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2. Radiografía computarizada

El receptor de imagen RC, de radiografías computarizadas es un sistema análogo a la radiología convencional ya que utiliza chasis como receptores de los fotones de Rx que han emergido del paciente tras atravesarle. Se pueden obtener imágenes con el mismo aparato de rayos X y otra cosa en común con la radiología analógica, es que am-bas tienen imagen latente

De todos los modos de radiología digital, es la Tecnología más asentada.

2.1 Partes de un CR

Los chasis que se fabrican en este tipo de tecnología suele ser de tres tamaños:

35x43cm

24x30 cm

218x24 cm

Dentro del chasis hay una cartulina de plástico que es sujetada para que no se mue-va por un sistema acolchado. A esta cartulina, se le llama Imaging Plate o IP, y sobre ella se pone fósforo fotoestimulable con el que interaccionan los fotones de Rx.

Esta cartulina es el elemento de captura de un sistema digital, y es el material quí-mico que se encarga de capturar los fotones de rayos X que ya han interaccionado con el paciente. Cada sistema tiene un elemento de captura y un elemento de acoplamiento distintos, y eso le confiere unas distintas propiedades físicas a la hora de transformar los Rx en una imagen digital. En este caso de la RC el elemento de captura está formado por FÓSFOROS FOTOESTIMULABLES, más concretamente está formado por una sus-tancia química que son los FLUOROHALUROS DE BARIO ACTIVADOS CON IMPU-


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REZAS DE EUROPIO. Este material al ser expuesto a rayos X, los absorben y almace-nan energía en los electrones ubicados en la red cristalina. En este momento se forma la imagen latente, que es el cambio que se ha producido en los cristales de los haluros de plata. Para que sean visibles deben ser estimulados, por un láser, y emiten luz. A esta emisión de luz se le llama Luminiscencia fostoestimulable.

Una de las cosas que mejora la resolución de la imagen que obtenemos es el diáme-tro del lector láser, a menor diámetro de este, mayor será la resolución.

Al interaccionar los Rx en el receptor de imagen se consiguen estimular el 50% de las impurezas de europio, y se mantienen excitados sin no se pasan por el lector laser unas 8 horas, después de esas 8 horas la imagen latente se desvanece, y aunque pasemos el lector láser no obtendríamos ninguna imagen.

2.1. Pasos del revelado de un CR

• PASO 1. Exposición. Los Rx interaccionan con los fósforos fotoestimulables y caen en la ultima capa de los electrones de europio, y son excitados, absorbien-do la energía de los rx. El estado de energía del fluorobromuro de Bario con im-purezas de europio cambia cuando a ellos llegan los fotones de Rx

• PASO 2. ESTIMULAR: interacción láser con el PSP (fósforo fotoestimulable)

Rx Rx Rx

IP

LÁSER


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• LECTURA: Se detecta y se mide la señal de luz emitida después de la estimulación

• PASO 3: Borrar: antes de su reutilización con luz intensa

LECTOR DE LOS CR.Cuando terminamos de hacer una radiografía, introducimos el chasis en el lector del CR. Este extrae el IP que está dentro del chasis, y pasa el lector laser línea por línea, desplazándose a lo largo de todo el IP. Mueven la placa lentamente siguiendo el eje largo, mientras un espejo oscilante consigue la deflexión del haz y hace que el láser de estimulación barra con rapidez la pantalla intensificadora. La cantidad de fotones que el tubo fotomultiplicador capta, es directamente proporcional a la cantidad de fotones que Rx han llegado al chasis.

Después de llegar los fotones de luz ultravioleta al tubo fotomultiplicador, éste lo transforma en electricidad que se envía a un convertidor analógico digital y consigue transformar esa señal eléctrica en una imagen, ya que consigue medir de este modo la cantidad y energía de los fotones que han llegado al receptor de imagen.

3. Características de la imagen cr

Hay tres factores principales que condicionan lo que vamos a representar en una ra-diografía, son:

• Tamaño de la parte anatómica


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• Contraste de la estructura anatómica con el fondo

• Ruido de la imagen por la absorción y dispersión de los Rx y ruido del sistema, por la capacidad de detectar los cuantos de Rx (DQE)

3.1 Resolución

Función de respuesta-curva característica.

Como ya sabemos una gráfica de una función matemática es aquella en la que a cada valor de x, mediante unos cálculos le corresponde un valor de y. En la curva carac-terística tenemos un valor de densidad óptica para cada valor de exposición, y es intrín-seco a cada sistema de revelado.

La curva característica es importante en radiología analógica y digital, ya que nos indica la cantidad de exposición a la que hay que someter a un paciente para obtener una densidad óptica adecuada a la exploración que vamos a realizar. En el caso de la radiología analógi-ca tenemos una curva sigmoideen la que solo la porción recta, es vá-lida para la obtención de imágenes diagnósticas. El hombro es la zona sobre-expuesta, con una excesiva densidad óptica. El pie de nuestra curva, es la zona sub-expuesta, es decir tendrá una insuficiente densi-dad óptica. Los valores más a la iz-quierda de nuestro eje horizontal (x) son los correspondientes a una DO (densidad óptica) mayor, correspon-derá un valor más arriba estemos en nuestro eje vertical. Por eso, podríamos decir que la cantidad de DO es directamente proporcional a la exposición, la cual se mide en mR. (mili Roentgen)

La exposición a la que tenemos que someter a un paciente para obtener una DO óp-tica adecuada, será la de la porción recta, y cuanto mayor pendiente tenga dicha curva menos valores tendrá ese receptor de imagen, porque existirán menos valores admisi-bles.

A la porción recta también se le suele llamar Rango dinámico o latitud, y está rela-cionada con la cantidad de estructuras de similar contraste que vamos a reflejar. En ra-diología digital se cuatriplica el rango dinámico con respecto a la radiología analógica.


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Como vemos en la gráfica, tenemos dos curvas características con diferentes pen-dientes, la de la izquierda tiene una porción recta más empinada, y en el paréntesis ca-brán menos valores que en la curva de la derecha que tiene un paréntesis más abierto con más valores en su interior. Eso quiere decir que para poder obtener una curva con calidad suficiente tendremos más posibilidades de equivocarnos, porque habrá que afi-nar más con la curva de la izquierda. Con la curva de la derecha habrá que dar mayor exposición, aunque habrán menos posibilidades de equivocarse, ya que tendremos más valores que nos darán una densidad óptica adecuada.

Cuanto más distancia exista entre ambos paréntesis, más abierto esté, mayor latitud tendremos y más cantidad de estructuras vamos a representar, ya que la cantidad de grises será mayor y el contraste menor. El contraste y la latitud son inversamente propor-cionales, y tiene relación con el rango dinámico de nuestra radiografía

En Radiología digital no ocurre lo anterior, porque la curva característica tiene forma recta, y todos sus valores son proporcionales a la cantidad de exposición, esa es la gran ventaja, ya que todos los valores (o casi todos) son válidos para el diagnóstico.

La curva de la radiología digital corres-ponde al color verde, y se le puede conside-rar como una función de respuesta. Como en el caso de la radiología analógica, también podríamos decir que cuanto más a la dere-cha de la curva, mayor respuesta, es decir daremos menor dosis con los mismos resul-tados. También la pendiente de la curva de la radiología digial(en este caso es recta) tam-bién influye en el contraste de nuestro recep-tor de imagen

DENSIDAD O

EXPOSICIÓN (mR)


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3.3. Ruido de la imagen. Ruido cuántico. Moteado cuantico.

El factor que más influye en el ruido es la radiación dispersa, al igual que en la radio-logía convencional.

Podemos decir que en la radiología convencional influyen los siguientes factores en el ruido:

Está determinado por la cantidad de fotones que son absorbidos y la cantidad de fo-tones que son dispersados. Nosotros podemos influir generando una mayor cantidad de fotones, y así al conseguiremos que interaccionen una mayor cantidad de fotones con el IP. La cantidad de dosis que recibe un paciente, es inversamente proporcional al ruido cuántico. Es fundamental a la hora de producir moteado o ruido cuántico la eficiencia de detección cuántica (DQE), que es una propiedad intrínseca a cada sistema de imagen. A mayor DQE tendremos un menor moteado cuántico.

Como sabemos la imagen que producimos se puede desvanecer al pasar un tiempo determinado, en concreto suele ser de unas ocho horas para las radiografías computa-rizadas. Para que parezca el ruido cuántico, no es necesario que dejemos pasar tanto tiempo, pero al dejar pasar unas horas sí que comienza a aumentar el moteado cuántico.

El elector del CR tenemos un motor que consigue que se mueva la cartulina longi-tudinal y transversalmente para que láser pueda pasar por cada uno de los puntos de nuestro IP. También esto puede llegar a producir un aumento en el ruido de la imagen si este motor tiene tanto un movimiento de barrido lento, como un movimiento de barri-do rápido.

Nuestro lector láser también podría tener una intensidad insuficiente, Y eso haría que no saltaron la cantidad de fotones de luz suficientes, provocando el ruido. Si nues-tro sistema de reflexión de hacer no consigue reflejarlo el foto multiplicador y dispersa esos fotones de luz tampoco conseguiremos la eficiencia suficiente a la hora de conver-tir la imagen. Todas estas cosas influirán en la cantidad de fotones de luz emitidos por la pantalla, Y por la cantidad de fotones de luz que serán recogidos por la foto multiplica-dor. Ya sabemos que a mayor cantidad de fotones de luz conseguiremos tener un me-nor ruido cuántico.

Si nuestro ordenador que contiene convertidor analógico-digital funciona de manera defectuosa, también aumentará el ruido cuántico.

El ruido cuántico es el factor fundamental de la calidad de imagen en radiología digital

En las siguientes imágenes podemos ver dos imágenes, y la de la derecha contiene mayor moteado cuántico que la de la izquierda, que apenas tiene.


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3.4. Contraste

El contraste es la capacidad que tiene un receptor de ima-gen de mostrar una escala de grises con una misma dosis de radiación El contraste de una radiográfia digital está determi-nado por el rango dinámico, que es cuatro veces mayor que en radiología analógica y permite valorar mayor número de es-tructuras (grasa, partes blandas, hueso, metal, etc.). Para po-der obtener un contraste adecuado, el detector tiene que ser lineal en su curva característica y así podremos obtener un amplio intervalo de niveles de exposición, y podremos repre-sentar mayor numero de contrastes a lo largo de todo el inter-valo de la curva característica.

Además de poder representar una mayor escala de grises, podemos modificar la anchura y el nivel de ventana, para re-saltar la estructura deseada. A esto se le suele llamar postpro-cesado. La anchura de ventana es la cantidad, el número de grises que vamos a ver en una imagen, pero siempre tendre-mos que representar valores absolutos de blanco y negro, que define el nivel de ventana.

3.5. Eficiencia de detección cuántica (DQE)

Es la relación que existe entre el contraste, el ruido y la resolución de una imagen di-gital, y son los mayores condicionantes que existen con la calidad de la imagen.

A mayor ruido, produciremos menos contrastes; y a menos contraste, menos reso-lución espacial

La Eficiencia de un sistema para recoger la información que transporta el haz de ra-yos X. Hay una fórmula matemática que representa la eficiencia, y es el resultado de di-vidir la relación señal/ruido saliente (RSRe) elevado al cuadrado, entre la relación señal/ruido entrante (RSRS)elevado al cuadrado. La DQE ideal debe ser de 1, porque de este modo el ruido que entra y el que sale serían la misma cantidad, y así significaría que el sistema no produce ningún ruido y es altamente eficiente. O lo que es lo mismo, no se pierde energía en el procesado de la imagen latente. Además significa que la cantidad de dosis que recibe el paciente no tiene porque verse aumentada.

𝐷𝐷𝐷𝐷𝐷𝐷𝐷𝐷𝐷𝐷𝐷𝐷 =𝑅𝑅𝑅𝑅𝑅𝑅𝑅𝑅𝑅𝑅𝑅𝑅𝑅𝑅𝑅𝑅2

𝑅𝑅𝑅𝑅𝑅𝑅𝑅𝑅𝑅𝑅𝑅𝑅𝑅𝑅𝑅𝑅2


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4. SPR

Es un tipo de radiografía de proyección de barrido o escaneada, este método es el que utilizaríamos para obtener el scout o escanograma del TC. El paciente es introdu-cido en el gantry y la camilla sobre la que se encuentra se mueve, mientras el tubo de Rx y los detectores no se mueven ni rotan, el único en movimiento es el paciente en la dirección de su eje longitudinal. El resultado que obtenemos es similar a una radiografía digital, pero sin apenas borrosidad por la gran colimación del haz de Rx.

La ventaja de este método es la elevada resolución de contraste, pero la desventa-ja es la gran dosis, y los artefactos de borrosidad cinética que pueden surgir, ya que el tiempo de exploración es bastante elevado.

Se empezó a utilizar para realizar tórax, pero no tuvo éxito, ya que tb una radiografía cualquiera consigue un gran contraste, sin necesidad de colimar tanto como en la téc-nica SPR.

El elemento de captura en este caso es un detector de INa o CxI, acoplado a los lec-tores lineales de los CCD

5. Sistemas Dx

Los sistemas de radiología Dx son los sistemas más rápidos en mostrar la imagen en el PC tras realizar el revelado de los fotones de Rx que hemos capturado. Consis-te en sustituir el chasis, por un dispositivo fijo que se encarga que capturar el material y transformarlo en luz que posteriormente se transforma a electrones. Este método es el de Captura indirecta y el de captura directa es el que transforma los fotones de Rx con el elemento de captura directamente a electrones, sin el paso intermedio de los fotones de luz, por lo que este último sistema será aun mas rápido que el anterior.

5.1. Radiología de captura indirecta

• CCD. YODURO DE CESIO. Se le denomina dispositivo de carga acoplada y está formada por un semiconductor con base de silicio que es muy sensible a la luz. Este tipo de radiología indirecta tiene una gran respuesta a la exposición de los Rx, incluso con bajas dosis. El tamaño habitual de un CCD suele ser de 1-2 cm, y cada un o de los CCD forman una especie de mosaico que recibe luz de un centelleador. Al unir varios CCD conseguimos usar una superficie para hacer ex-ploraciones radiológicas mucho mayor. El ensamblaje de todos los CCD elimina los bordes que hay entre los límites de cada uno, y los reconstruye con el método de interpolación que veremos en el tema del TC. El centelleador con el que in-teraccionan los Rx es el Fósforo de Ioduro de Cesio, y transmite la luz producida


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por éste a unos conos de fibra óptica, que están en contacto físico con cada uno de los centelleadores y que vuelve a transformar la luz en electrones que van al convertidor analógico digital.

• TFT. YODURO DE CESIO + a-Si.Al igual que en el anterior los rx interaccionan con el Cs/a-Si, y se convierten en luz. El Cs/a-Si se encuentra en estado líquido, es como una especie de pintura, el CCD, sin embargo está en estado cristalino. Después tenemos un receptor de imágenes asociado a cada pixel, que esta for-mado por un condensador y un TFT.

Gran parte del pixel está cubierta por componentes electrónicos y cables que no son sensibles a la luz, y el 20% del haz no contribuye a la imagen, al interaccio-nar con partes que no forman parte del material centelleador. En el TFT, el mate-rial centelleador produce una cascada de fotones de luz tras la interacción de los Rx con las capas más superficial. Los TFT también son llamados paneles planos, son muy versátiles, pueden formar parte de una mesa o dispositivo mural, con movimientos sincronizados de tubo de Rx o forar parte de sistemas portátiles, siendo móvil y conectándose con un cable.

5.2 Radiología de captura directa

Es un dispositivo en el que el elemento de captura es Selenio amorfo, que trasforma directamente los fotones de Rx en electrones, reconducidos por unos condensadores, que envían los electrones al convertidor analógico digital. En el dispositivo de radiología vamos a explicar todos los pasos de lo que se produce desde que los fotones de Rx sa-len del tubo, hasta el momento el que lo vemos en un ordenador.

• Lo primero que ocurre es que los Rx atraviesan al paciente y los que no son ab-sorbidos o dispersados llegan al receptor de imagen, que tiene una primera capa de selenio amorfo, y eso produce un par iónico. Este par iónico es reconducido a los condensadores mediante un electrodo con un extremo positivo y otro negati-vo que reconduce a estos al condensador para que los almacene.

• La segunda fase es que el par iónicollega a una matriz de condensadores. Cada uno de los condensadores es un pixel y el tamaño del condensador influirá en la resolución, cuanto más pequeño sea el condensador, mayor resolución. Aunque

Electrodo con una diferencia de potencial de 10.000 V

Selenio amorfo


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esto tiene un límite, ya que la parte activa del condensadorestá rodeada de unas paredes que siempre es del mismo tamaño, y lo único que cambiaría es la par-te que capta los electrones, sería de mayor o menor tamaño. En los cuadrados existe una mayor área blanca en el interior, en el cuadro de mayor tamaño, y la zona que rodea la parte activa sigue siendo del mismo grosor, por lo que tiene un límite para que la captura de electrones tenga la eficiencia suficiente para tener una buena DQE. Para poder enviar el par iónico se tiene que activar un interrup-tor que está incluido en el transistor, ya que cada condensador consta de uno.

• Después cada condensador envía la cantidad de electrones generada por cada uno de modo independiente, para poder ordenarlo en cada uno de los pixeles. Esta señal es enviada al conversor analógico digital que dependiendo de la can-tidad de electrones que reciba lo transformará en una señal dependiendo de la cantidad de electrones generados por el condensador, que será más blan-co cuanto mayor número de electrones haya capturado y emitido, y negro en el caso de que no haya generado ningún electrón.

5.3 Comparación de las ventajas sistemas digitales y su influencia en la imagen

CR CCD DIRECTO TFT INDIRECTO TFT DIRECTO+ nitidez + + + nitidez + + nitidez + + nitidez ++ resolución + + + resolución + resolución + resolución + contraste + + + contraste + contraste + contraste- dosis - - - dosis - - dosis - - dosisNo cambia todos los aparatos de Rx

Si cambia todos los aparatos de Rx

Si cambia todos los aparatos de Rx

No cambia todos los aparatos de Rx

Rápido + + rápido + + rápido + + + rapido DQE + + + DQE + + DQE + + DQE

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