TOMOGRAFÍA COMPUTARIZADA HELICOIDAL MULTICORTE 

El sistema de imagen de tomografía computarizada (TC) es revolucionario. No hay un receptor de imagen convencional, como una película o un tubo intensificador de imágenes. Un haz de rayos X bien colimado se dirige al paciente y la radiación atenuada que formará la imagen es medida por un receptor cuya respuesta se transmite a un ordenador. Tras analizar la señal del receptor, el ordenador reconstruye la imagen y la muestra en un monitor. La reconstrucción de la sección anatómica en el ordenador se consigue mediante ecuaciones matemáticas (algoritmos) adaptadas para procesos informatizados.

La TC helicoidal ha emergido como una herramienta de diagnóstico nueva y mejorada que proporciona mayores imágenes de partes anatómicas que presentan dificultades debido a movimientos respiratorios. La TC helicoidal es particularmente adecuada para el tórax, el abdomen y la pelvis. También puede registrar imágenes transversales convencionales en regiones del cuerpo donde el movimiento no es un problema, como la cabeza, la columna vertebral o las extremidades.

Principios 

Al estudiar el abdomen mediante técnicas radiológicas convencionales, la imagen se crea directamente en la película receptora de la imagen y muestra un contraste bajo, sobre todo a causa de la radiación dispersa. La imagen también está degradada por la superposición de todas las estructuras anatómicas del abdomen. Para visualizar mejor una estructura abdominal, se puede utilizar la tomografía convencional. En la nefrotomografía el contorno renal es visible porque los tejidos subyacentes y suprayacentes son borrosos. Además, el contraste de las estructuras enfocadas
está realzado. Sin embargo, la imagen todavía es bastante deslustrada y borrosa.

La tomografía convencional se llama tomografía axial porque el plano de la imagen es paralelo al eje longitudinal del cuerpo y proporciona imágenes sagitales y coronales. Una imagen de TC es una imagen transaxial o transversa, perpendicular al eje longitudinal del cuerpo. El método transversal preciso por el que un sistema de imagen transversal produce una imagen de sección es extremadamente complicado; de hecho, su comprensión requiere conocimientos avanzados de ingeniería, física y computación. Sin embargo, los principios básicos pueden ponerse de manifiesto si uno considera el principio más simple de los sistemas de TC, que consiste en un haz de rayos X finamente colimado y un detector único. La fuente de rayos X y el detector están conectados de forma que se mueven de forma sincrónica.

Cuando el complejo fuente-detector realiza un barrido o traslación sobre el paciente, las estructuras internas del organismo atenúan el haz de rayos X en relación a la densidad de su masa y a su número atómico efectivo. La intensidad de la radiación detectada varía en relación a este patrón de atenuación y forma un perfil de intensidad o proyección.

Al final el complejo fuente-detector regresa a su posición inicial y todo el complejo gira y comienza
una segunda traslación. Durante la segunda traslación, la señal del detector será otra vez proporcional a la atenuación de las estructuras anatómicas del haz de rayos X y se creará una segunda proyección.
Si este proceso se repite muchas veces se genera un gran número de proyecciones que no se muestran visualmente, pero que se almacenan en formato digital en el ordenador.

El procesado informático de estas proyecciones conlleva la superposición efectiva de cada proyección para reconstruir una imagen de las estructuras anatómicas de esa sección. La señal del detector durante cada traslación tiene un intervalo dinámico de 12 bits (4.096 niveles de gris). El valor de cada incremento está relacionado con el coeficiente de atenuación de toda la trayectoria de los rayos X a través del tejido. Mediante ecuaciones simultáneas se obtiene una matriz de valores que representa la sección anatómica.

Sistema de obtención de imágenes

Se debe identificar tres componentes principales en los sistemas de imagen de TC: el cabezal (gantry), el ordenador y la consola de control. Cada uno de estos componentes principales tiene varios subsistemas.

Consola de control

Los sistemas de imagen de TC pueden estar equipados con dos o tres consolas. Una consola la utiliza el radiólogo para hacer funcionar el sistema. Otra consola puede servir para realizar el posprocesado de la imagen para fotografiar y clasificar. Una tercer consola puede servir para que el médico vea las imágenes y manipule el contraste de la imagen, el tamaño y la apariencia visual general.

La consola de trabajo contiene contadores y controles para seleccionar las características técnicas de la imagen, el movimiento mecánico del cabezal y de la camilla del paciente, y los controles del ordenador, permitiendo la reconstrucción de la imagen y la transmisión. La consola de visualización del médico acepta la imagen reconstruida de la consola de trabajo y la muestra para su visualización y

diagnóstico.

Una consola de trabajo suele tener controles y monitores para diferentes factores técnicos. Habitualmente se trabaja por encima de los 120 kVp. El mA máximo suele ser de 400 mA y se modula durante la obtenció de imágenes según el grosor del paciente para minimizar la dosis. Los espesores nominales van de 0,5 a 5 mm. El espesor de sección se selecciona desde la consola mediante el ajuste automático del colimador y por selección de varias filas del ensamblado del detector. También se dispone de controles para el movimiento automático y la indexación de la camilla de exploración del paciente. Esto permite programar la localización del eje Z, del volumen de tejido del que obtener imágenes y del factor de desplazamiento (pitch) helicoidal.

La consola de control tiene habitualmente dos monitores. Uno permite al operador anotar los datos del paciente en la imagen. E segundo monitor le permite ver al operador la imagen resultante antes de transferirla a una placa radiográfica o a la consola de visualización del médico.

Terminal de trabajo del médico

Esta consola permite al médico recuperar cualquier imagen previa y manipularla para optimizar la información diagnóstica. Los controles permiten manipular los ajustes de brillo y contraste, las técnicas de magnificación, la visualización de áreas de interés (ROI, regions of interest) y la utilización en línea de programas informáticos.

Ordenador

El ordenador es un subsistema único en el sistema de imagen de TC. Según el formato de la imagen, se deben resolver simultáneamente hasta 250.000 ecuaciones; por ello se requiere una gran capacidad de computación. El microprocesador y la memoria principal están en el corazón del ordenador utilizado en la TC. Éstos determinan el tiempo entre el final de la obtención y la aparición de una imagen, llamado tiempo de reconstrucción. La eficacia de un examen está determinada en gran manera por el tiempo de reconstrucción, especialmente cuando se obtiene un gran número de imágenes.

Muchos sistemas de imagen de TC utilizan un conjunto de procesadores en lugar de un microprocesador para la reconstrucción de la imagen. El conjunto de procesadores realiza muchos cálculos de forma simultánea y por ello es significativamente más rápido que el microprocesador.

Cabezal

El cabezal (gantry o pórtico) consta del tubo de rayos X, los detectores, el generador de alto voltaje, la mesa de soporte para el paciente y el soporte mecánico para cada uno de ellos. Estos subsistemas reciben órdenes electrónicas de la consola de control y transmiten datos al ordenador para la producción de la imagen y el posprocesado.

Los tubos de rayos X utilizados en la TC helicoidal multicorte tienen requerimientos especiales. La TC helicoidal multicorte comporta una considerable demanda térmica en el tubo de rayos X. Éste puede activarse durante 60s continuamente. Aunque algunos tubos de rayos X funcionan a una corriente relativamente baja, en muchos la capacidad de potencia instantánea debe ser alta.

La mayoría utilizan rotores de alta velocidad para disipar mejor el calor. El fallo en el tubo de rayos X es la principal causa de avería de los sistemas de imagen de TC y su principal limitación en la frecuencia secuencial de imágenes. El tamaño de la mancha focal también es importante en la mayoría de diseños, a pesar de que la imagen no se base en el principio de la proyección directa. Los sistemas de imagen de TC diseñados para obtener imágenes de alta resolución espacial incorporan tubos de rayos X con una mancha focal pequeña.

Los tubos de rayos X de la TC helicoidal multicorte son muy grandes. Tienen una capacidad de conservación de calor en el ánodo de aproximadamente 8 MUC o superior. Tienen velocidades de enfriamiento en el ánodo de alrededor de 1 MUC por minuto porque el disco del ánodo tiene un diámetro mayor y es más grueso, por tanto tiene una masa también mucho mayor. Las características limitantes son el diseño del punto focal y la disipación de calor. El pequeño punto focal debe tener un diseño especialmente sólido. Los fabricantes diseñan algoritmos de enfriamiento del punto focal para predecir el estado térmico de dicho punto y ajustar el parámetro mA en consecuencia. 

Una empresa ha fabricado un tubo de rayos X revolucionario en el que todo el inserto rota en un baño de aceite durante una exposición. El haz de electrones se deflexiona en el ánodo en un proceso similar al observado en un tubo de rayos catódico (CRT). El resultado es que puede soportar hasta 30 millones de unidades de calor y se enfría a una velocidad de 5 millones de unidades de calor por minuto.

Los sistemas de TC helicoidal multicorte tienen múltiples detectores ordenados de forma que los números llegan a decenas de miles. Antes se usaban detectores llenos de gas, pero ahora todos son detectores en estado sólido de centelleo. Los primeros conjuntos de detectores de centelleo contenían

cristales-fotomultiplicadores de centelleo ensamblados en un tubo. Estos detectores no se podían alinear muy cerca unos de otros y requerían una fuente de alimentación para cada tubo fotomultiplicador. Por ello fueron reemplazados por ensamblajes de cristales-fotodiodo de centelleo.

Los fotodiodos convierten la luz en señal electrónica. Son más pequeños y más baratos, y además no requieren una fuente de alimentación adicional. El yoduro sódico (NaI) fue el cristal utilizado en los primeros sistemas de imagen. Rápidamente se reemplazó por el germanato de bismuto (Bi4Ge3O12 o BGO) y el yoduro de cesio (CsI). El tungstato de cadmio (CdWO4) y las cerámicas especiales son los cristales más utilizados. La concentración de detectores de centelleo es una característica importante de un sistema de imagen de TC que afecta a la resolución espacial del sistema.

Los detectores de centelleo tienen una alta eficiencia para la detección de los rayos X. Aproximadamente el 90% de los rayos X incidentes en el detector se absorben y contribuyen a la señal emergente. Hoy en día es posible agrupar los detectores de modo que no quede espacio entre ellos. De este modo la eficiencia global en la detección se acerca al 90%. La eficiencia de la serie de detectores de rayos X reduce la dosis del paciente, permite un tiempo de obtención de imágenes más rápido y mejora la calidad de imagen al aumentar la relación señal-ruido. El diseño de la serie de detectores es especialmente importante en la TC helicoidal multicorte.

Tecnología de anillo deslizante

Los anillos deslizantes son dispositivos electromecánicos que conducen la electricidad y las señales eléctricas a través de anillos y cepillos de una superficie rotatoria a una superficie fija. Una superficie es un anillo liso y la otra un anillo con cepillos que barren el anillo liso. La TC helicoidal es posible gracias al uso de la tecnología de anillo deslizante, que permite que el cabezal rote continuamente, sin interrupción. Las primeras TC se realizaron con una pausa entre las rotaciones del cabezal. Durante la pausa se movía la camilla del paciente y el cabezal se rebobinaba a una posición inicial.

En un sistema de cabezal de anillo deslizante la potencia y las señales eléctricas se transmiten a través de anillos estacionarios en el cabezal, eliminando la necesidad de cables eléctricos y haciendo imposible la rotación continua.

Los cepillos que transmiten potencia a los componentes del cabezal se deslizan en muescas de contacto sobre el anillo deslizante estacionario. Como contacto deslizante se usan cepillos compuestos hechos de material conductor. Los anillos deberían durar igual que el sistema. Los cepillos deben sustituirse cada año durante el mantenimiento preventivo.

Principios de obtención de imágenes

El movimiento helicoidal en la TC helicoidal no es como un muelle, cuando inicia el examen, el tubo de rayos X rota continuamente. Mientras el tubo de rayos X rota, la camilla mueve al paciente a través del plano del haz rotatorio de rayos X. El tubo de rayos X se alimenta continuamente y se registran los datos también continuamente, con lo que resulta que se puede reconstruir una imagen en cualquier posición del eje z a lo largo del paciente.

Algoritmos de interpolación

Es posible reconstruir una imagen en cualquier posición del eje z gracias a un proceso matemático llamado interpolación. Durante la TC helicoidal se reciben datos de las imágenes continuamente, cuando se reconstruye una imagen, el plano de la imagen no contiene suficientes datos para la reconstrucción. Los datos en este plano deben ser estimados por interpolación. La interpolación de datos se lleva a cabo con un programa informático especial llamado algoritmo de interpolación.

Los primeros algoritmos de interpolación usaban una interpolación lineal de 360°. El plano de la imagen reconstruida se interpolaba de datos tomados una revolución más allá.

Cuando a estas imágenes se les da el formato de vistas o secciones sagitales o coronales, puede haber una pérdida de definición en comparación a las imágenes de TC convencionales formateadas. La solución al problema de la pérdida de definición es la interpolación de valores separados por 180° (media revolución del tubo de rayos X). Esto conlleva una mejor resolución en el eje z y una mejora en las secciones reformateadas sagitales y coronales.

Factor de desplazamiento

Aparte de la mejora en las reconstrucciones sagitales y coronales, los algoritmos de interpolación de 180° permiten tomar imágenes con un factor de desplazamiento mayor que uno. El factor de desplazamiento helicoidal conocido (pitch) es la relación entre el movimiento de la camilla del paciente y el grosor del haz de rayos X.

El factor de desplazamiento se expresa como una relación, como por ejemplo 0,5:1, 1,0:1, 1,5:1 o 2:1. Un factor de desplazamiento de 0,5:1 ofrece imágenes solapadas y una dosis del paciente más elevada. Un factor de desplazamiento de 2:1 da como resultado una obtención de imágenes más larga y una dosis del paciente más reducida.

Un incremento del factor de desplazamiento por encima de 1:1 aumenta el volumen de tejido del cual se puede tomar una imagen en un tiempo determinado. Ésta es la ventaja principal de la TC helicoidal multicorte: su capacidad de tomar imágenes de un volumen más grande de tejido mientras el paciente aguanta la respiración una sola vez. Esto es particularmente beneficioso en la angiografía por TC, la planificación de tratamientos de radioterapia y la obtención de imágenes de pacientes no cooperadores.

Técnica de obtención de imágenes

Matriz detectora de múltiples cortes

Los sistemas de obtención de imágenes de TC tienen principalmente dos características distintivas. Por un lado, en vez de una matriz detectora, la TC de múltiples cortes requiere varias matrices detectoras paralelas que contienen miles de detectores individuales. Por otro lado, la activación de una  matriz detectora tan grande para un análisis rápido de gran volumen requiere un ordenador muy rápido y de alta capacidad. Después de la demostración inicial de la obtención de imágenes con dos cortes, se han desarrollado rápidamente matrices detectoras que proporcionan hasta 320 cortes simultáneamente.

Un diseño simple de obtención de imágenes de múltiples cortes consta de cuatro matrices detectoras, todas de igual anchura. La anchura de cada matriz detectora es de 0,5 mm, lo que resulta en cuatro cortes de 0,5 mm de anchura. El diseño de un sistema de obtención de imágenes de TC de este tipo permite habitualmente que se combinen las señales detectadas de matrices adyacentes para producir dos cortes de 1 mm de anchura o un corte de 2 mm de anchura. La obtención de imágenes con un corte más ancho permite una mejor resolución de contraste para el mismo ajuste de mA, ya que la señal detectada es mayor.

Esta mejora en la resolución de contraste se acompaña de una ligera reducción de la resolución espacial debido al incremento del tamaño del vóxel. O bien se puede analizar un volumen de tejido más grande con la resolución de contraste original a un ajuste de mA menor.

EVOLUCIÓN DE LA TOMOGRAFÍA 

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MAMOGRAFÍA 

La exploración radiográfica de tejidos blandos requiere técnicas específicas que difieren de las usadas en la radiografía convencional. Estas diferencias técnicas se deben a las distintas particularidades de la anatomía que se está explorando. En la radiografía convencional, el contraste material es elevado debido a las grandes diferencias de densidad másica y de número atómico entre los tejidos óseo, muscular, adiposo y pulmonar.

En radiografía de tejidos blandos, sólo las estructuras musculares y adiposas se exploran tomando imágenes. Estos tejidos tienen similares números atómicos efectivos  y densidades másicas. Por tanto, las técnicas radiográficas de tejidos blandos están diseñadas para optimizar la absorción diferencial en estos tejidos tan parecidos.

Un ejemplo de radiografía de tejidos blandos es la mamografía, la exploración radiográfica de la mama. La mamografía ha sufrido numerosos cambios y mejoras. Actualmente es una aplicación ampliamente utilizada gracias a los esfuerzos del programa de voluntariado del American College of Radiology (ACR) y de la ley federal Mammography Quality Standards Act (MQSA).

Aspectos básicos de la mamografía

La razón principal para el continuo desarrollo y mejora de la mamografía es la alta incidencia del cáncer de mama, que es el cáncer más frecuente en mujeres.

Riesgo de cáncer de mama

Cada año se registran aproximadamente 210.000 nuevos casos de cáncer de mama en Estados Unidos y el número está aumentando. Aproximadamente un 20% de estas pacientes morirán a consecuencia de esta enfermedad, pero gracias a la detección precoz ese porcentaje se va reduciendo. Se han identificado numerosos factores que aumentan el riesgo de padecer cáncer de mama.

Actualmente el cáncer de mama está lejos de ser una enfermedad necesariamente letal. En 1995, el National Cancer Institute registró la primera reducción en la mortalidad del cáncer de mama en 50 años y esta tendencia continúa. Con un diagnóstico mamográfico precoz, más del 80% de las pacientes se curan.

Una consideración importante en la eficacia total de la mamografía es la dosis a la paciente, ya que la radiación puede detectar el cáncer de mama, pero también puede causarlo. Sin embargo, hay considerables indicios que muestran que la mama madura, dentro del grupo de edad de exploración, tiene una sensibilidad muy baja a la inducción de cáncer de mama por radiación.

Tipos de mamografía

Hay dos tipos de exploración mamográfica.

• La mamografía de diagnóstico: se realiza en pacientes con síntomas o factores de riesgo elevados. Pueden ser necesarias dos o tres proyecciones de cada imagen. 
• La mamografía de detección: se realiza en mujeres asintomáticas mediante un protocolo de dos proyecciones, normalmente la oblicua lateral medial y la craneocaudal, para detectar un cáncer no sospechado.

La mamografía de detección reduce la mortalidad del cáncer en pacientes de 50 años y de más edad. Los resultados de los estudios clínicos muestran que también es beneficiosa para mujeres entre los 40 y los 49 años. Ya que potencialmente a las mujeres jóvenes les quedan más años de vida, la exploración de este grupo resulta en un número mayor de años salvados.

La American Cancer Society recomienda que las mujeres realicen una autoexploración de mama mensualmente, para la cual un profesional de la salud enseña a la mujer a palpar sus mamas en busca de bultos, engrosamientos en la piel o cualquier cambio en el tamaño y la forma.

La American Cancer Society también recomienda una exploración de mama anual realizada por un médico y un mamograma referencia. Un mamograma referencia es la primera exploración radiográfica de las mamas normalmente obtenida antes de cumplir los 40 años. Este estudio lo utilizarán para compararlo con futuros mamogramas.

El riesgo de mama inducido por radiación debido a la mamografía de rayos X es un tema al que se ha prestado mucho interés. La mamografía se considera muy segura y eficaz. La relación entre el beneficio (vidas salvadas) y el riesgo (muertes causadas) se estima en 1.000:1.

El sistema de imágenes mamográfico

Composición de la diana

Los tubos de rayos X en mamografía están fabricados con dianas de tungsteno (W), molibdeno (Mo) o rodio (Rh). El espectro de emisión de un tubo con diana de tungsteno y filtro de aluminio de 0,5 mm funcionando a 30 kVp, predomina el espectro de radiación de frenado (bremsstrahlung) y que como rayos X característicos sólo están presentes los de 12 keV que resultan de interacciones L. Estos rayos X son todos absorbidos y contribuyen sólo a la dosis de la paciente y no a la imagen.

Los rayos X de interacciones L producidos por tungsteno no tienen valor para la mamografía ya que
sus 12 keV de energía son demasiado bajos para penetrar en la mama. Los rayos X más útiles para incrementar la absorción diferencial en el tejido de la mama y maximizar el contraste radiográfico son los que están en el intervalo de 17 a 24 keV. La diana de tungsteno proporciona suficientes rayos
X en este intervalo de energía, pero también una abundancia de rayos X por encima y debajo de este intervalo.

El espectro de emisión de 26 kVp de un tubo con diana de molibdeno y filtro de molibdeno de 30 mm, casi ausencia de rayos X de patrón bremsstrahlung. Los rayos X más notables son los característicos, con energías de 17 y 19 keV que resultan de interacciones K. El molibdeno tiene un número atómico de 42 y el tungsteno de 74, y esta diferencia de número atómico es la responsable de las distinciones en el espectro de emisión.

El espectro de emisión de rayos X de 28 kVp de la diana de rodio con filtro de rodio parece similar al que produce la diana de molibdeno. El rodio tiene un número atómico ligeramente más alto (Z = 45) y, por tanto, un pico de interacción K (23 keV) ligeramente mayor y más rayos de patrón bremsstrahlung.

Los rayos de patrón bremsstrahlung se producen más fácilmente con átomos de Z elevado que por átomos de Z baja. Los rayos X característicos del molibdeno y del rodio tienen una energía correspondiente a sus respectivas energías de unión de los electrones K. Estas energías están dentro del intervalo que es más efectivo para la formación de imágenes de las mamas.

Todos los sistemas de formación de imágenes mamográficos fabricados actualmente tienen combinaciones de diana/filtro de Mo/Mo. También muchos están equipados con combinaciones Mo/Rh y Rh/Rh.

Punto focal

El tamaño del punto focal es una característica importante de los tubos de rayos X en mamografía debido a la gran demanda de resolución espacial. Formar imágenes de microcalcificaciones requiere puntos focales pequeños. Normalmente los tubos de rayos X en mamografía utilizan puntos focales de entre 0,3 y 0,1 mm de diámetro.

En general, es mejor cuanto más pequeños; no obstante, la forma del punto focal es también importante. Es preferible un punto focal circular, aunque los rectangulares son comunes. Los fabricantes determinan la forma del punto focal mediante un diseño inteligente del cátodo y una estructura de sesgo de voltaje llamada copa focalizadora.

La inclinación del tubo para conseguir un punto focal eficaz más pequeño también asegura poder tomar imágenes del tejido próximo a la pared torácica. Cuando el tubo está inclinado, los rayos centrales son paralelos a la pared torácica y nada del tejido se pierde.

Filtrado

Con los bajos kVp utilizados en mamografía es importante que la ventana del tubo de rayos X no atenúe demasiado el haz de rayos X. Por tanto, los tubos de rayos X diseñados para mamografía tienen una ventana de berilio (Z = 4) o una ventana de vidrio de borosilicato. La mayoría de tubos de rayos X para mamografía tiene una filtración inherente en la ventana correspondiente que equivale aproximadamente a 0,1 mm Al. Además de la ventana se debe instalar el tipo y espesor adecuados de filtro de rayos X.

Con un tubo de rayos X de tungsteno, se debería utilizar un filtro de rodio o molibdeno. El propósito de los filtros es reducir los rayos X bremsstrahlung de alta energía. Algunos sugieren que el filtro de rodio de 50 mm (Z = 45) es el más adecuado para obtener imágenes de mamas densas y gruesas cuando la diana del tubo de rayos X es de tungsteno. 

Compresión

La compresión es importante en muchos aspectos en la radiología convencional, pero es especialmente relevante en la mamografía. Una fuerte compresión ofrece numerosas ventajas. Una mama comprimida tiene un grueso más uniforme y, por tanto, la densidad óptica de la imagen también es más uniforme. Los tejidos cerca de la pared torácica tienen menos probabilidades de ser subexpuestos y los tejidos cerca del pezón tienen menos probabilidades de ser sobreexpuestos.

Cuando se aplica una compresión fuerte, toda la mama se encuentra estirada próxima al receptor de imagen  el desenfoque del punto focal se reduce. La compresión también reduce el desenfoque y la dispersión de la radiación. Todos los sistemas de imagen mamográficos tienen incorporado un dispositivo de compresión rígido paralelo a la superficie del receptor de imagen. La compresión fuerte de la mama es necesaria para obtener la mejor calidad de imagen. La compresión inmoviliza la mama y, por tanto, reduce el movimiento del punto focal. La compresión extiende el tejido y por tanto reduce la superposición de estructuras de los tejidos.

Control de exposición automático

Los fotocronómetros en mamografía están diseñados para medir no sólo la intensidad de los rayos X en el receptor de imagen, sino también la calidad de éstos. Estos fotocronómetros se denominan dispositivos de control de la exposición automáticos (AEC, automatic exposure control) y están situados después del receptor de imagen para minimizar la distancia del receptor de imagen al objeto (OID, object-toimage distance) y mejorar la resolución espacial.

Los detectores se filtran de forma diferente para que el AEC pueda estimar la calidad del haz que atraviesa la mama. Esto permite una valoración de la composición de la mama y la elección de la adecuada combinación diana/filtro. De las mamas gruesas y densas se forman mejores imágenes con

Rh/Rh; de las mamas delgadas y adiposas se forman mejores imágenes con Mo/Mo. Ese AEC es equilibrado.

El AEC debe ser preciso para asegurar imágenes reproducibles a bajas dosis a la paciente. El AEC debería soportar densidades ópticas dentro de 0,1 DO cuando el voltaje varía de 23 a 32 kVp y para espesores de mama de 2 a 8 cm, independientemente de la composición de la mama.

Mamografía sistema pantalla -película

En mamografía se han utilizado cuatro tipos de receptores de imagen: película de exposición directa, xerorradiografía, pantalla-película y detectores digitales. Sólo los detectores de pantalla-película y los digitales se usan actualmente. Las pantallas intensificadoras radiográficas y las películas se han diseñado especialmente para mamografía de rayos X. Las películas son de emulsión por una cara y se emparejan con una pantalla negra simple. Esta disposición evita el cruzamiento de luz. La emulsión de gránulo tabulado ha sido reemplazada por la emulsión de gránulo cúbica en la mayoría de las películas. El resultado es un aumento del contraste, sobre todo en la parte de la punta, la cual es útil en mamografía.

Independientemente del tipo de película, ésta debe ser impresionada por la luz de una pantalla intensificadora. Hay disponibles pantallas de emulsiones especiales de tierras raras. La combinación de la pantalla y la película debe situarse en una casete especialmente diseñada, que tiene una cubierta frontal de bajo Z, para una baja atenuación. También tiene una cubierta trasera de baja absorción cuando se usa con un AEC. El dispositivo de cierre está especialmente diseñado para que se produzca un buen contacto entre la pantalla y la película.

El uso de la pantalla intensificadora aumenta la velocidad del sistema de imagen significativamente, dando lugar a una dosis baja a la paciente. El uso de pantallas también aumenta el contraste radiográfico comparado con el de un examen de exposición directa.

La posición de la pantalla intensificadora y la película en la casete es importante. Los rayos X interaccionan primero con la superficie de entrada de la pantalla. Si la pantalla está entre el tubo de rayos X y la película, la resolución no es suficientemente buena. Pero si la película está entre el tubo de rayos X y la pantalla, con la cara de la emulsión hacia la pantalla, la resolución espacial es mejor.

COMENTARIO 

Anatómicamente, la mama está constituida por tres tejidos diferentes: el tejido fibroso, el tejido glandular y el tejido adiposo. La mujer premenopáusica tiene mamas compuestas principalmente de tejidos fibroso y glandular rodeados de una fina capa de grasa. Esta mama es densa y es difícil obtener imágenes de ella. En la mujer posmenopáusica el tejido glandular se vuelve adiposo. Debido a su contenido principalmente adiposo, es más fácil obtener imágenes de la mama en pacientes de más edad.

La mamografía de rayos X para diagnóstico se lleva a cabo cada 6 meses en mujeres que tienen un elevado riesgo de padecer cáncer o que presenten una lesión conocida. La compresión es un factor importante para producir mamografías de elevada calidad.

Los sistemas de imagen radiográfica están especialmente diseñados para el examen mamográfico. Las dianas de los tubos de rayos X mamográficos consisten en tungsteno, molibdeno o rodio. Un bajo kVp se utiliza para conseguir maximizar el contraste radiográfico de tejidos blandos. El haz de rayos X debería ser filtrado con molibdeno o rodio de 30 a 60 mm para intensificar la emisión de rayos X característicos.

Se debe usar un punto focal pequeño para tomar imágenes de microcalcificaciones debido a la exigencia de una mayor resolución espacial.  Los dispositivos AEC pueden tomar imágenes de varios tamaños de los tejidos de la mama.

http://www.healthcare.philips.com/pwc_hc/main/shared/Assets/Documents/WHC/mammography/mammodiagnost/mammodiagnost-AR-specs.pdf

FLUOROSCOPIA DIGITAL 

La fluoroscopia convencional genera una imagen a modo de fotografía de sombras sobre un receptor directamente a partir del haz de rayos X transmitido. Los tubos amplificadores de imagen actúan como receptores de la imagen radioscópica. Dichos tubos suelen estar acoplados electrónicamente a un monitor de televisión para su visionado a distancia. 

La fluoroscopia digital (FD) es un sistema de imágenes de rayos X digital que genera imágenes dinámicas obtenidas con un haz de rayos X. La diferencia entre la fluoroscopia convencional y la FD radica en la naturaleza de la imagen y en el modo en el que ésta se digitaliza.

Sistema de imagen fluoroscopica digital

Durante la FD, el tubo de rayos X situado debajo de la mesa funciona en realidad en modo radiográfico. La corriente del tubo se mide en cientos de mA en lugar de menos de 5 mA, como en la fluoroscopia intensificadora de imagen. Sin embargo, esto no resulta un problema. Si el tubo estuviese conectado continuamente fallaría por una sobrecarga térmica y la dosis a la que se vería expuesto el paciente sería extremadamente elevada. Las imágenes de FD se obtienen mediante pulsos del haz de rayos X en un modo denominado fluoroscopia de pulsos progresivos.

Los ritmos de obtención de imágenes de 1 a 10 por segundo son frecuentes en numerosas exploraciones. Como se necesitan 33 ms para generar una sola imagen de vídeo, las exposiciones de rayos X que superen este tiempo pueden hacer que el paciente se vea expuesto a dosis innecesarias. No obstante, este es un límite teórico y en ocasiones se necesitan exposiciones más prolongadas para garantizar un nivel de ruido bajo e imágenes de buena calidad.

Si el receptor de la imagen radioscópica es una pantalla plana en lugar de un tubo II, se puede variar continuamente el tiempo de exposición a los rayos X para lograr una reducción aún mayor de la dosis del paciente. Cada vez que se expone la pantalla plana, ésta se lee inmediatamente y se proyecta la imagen hasta que se adquiera la imagen siguiente. Como consecuencia, el generador de rayos X debería poder encenderse y apagarse con rapidez. El tiempo que se necesita para encender el tubo de rayos X y alcanzar los valores seleccionados de kVp y de mA se denomina tiempo de interrogación.

El tiempo necesario para apagar el tubo de rayos X se denomina tiempo de extinción. Los sistemas de FD deben incorporar generadores de alta frecuencia con tiempos de interrogación y de extinción menores de 1 ms.

Captura de la imagen

Dispositivo de carga acoplada

Un cambio fundamental de la fluoroscopia convencional a la FD es la utilización del denominado dispositivo de carga acoplada (CCD, change-coupled device) en lugar del tubo de barrido de la cámara de televisión. 

Las exigencias de las imágenes médicas son mucho más rigurosas que en estas otras aplicaciones. Esta es la razón por la que la aplicación de los CCD en fluoroscopia constituye un adelanto reciente. 

El componente sensible de un CCD es una capa de cristal de silicio. Cuando el silicio se ilumina, se genera una carga eléctrica, la cual es barrida a continuación píxel a píxel, manipulándose para generar la imagen digital.

El CCD se monta sobre el fósforo externo del tubo intensificador de imagen y se acopla mediante fibras ópticas o un sistema de lentes. De hecho, dicho acoplamiento es complejo. La ventaja principal de los CCD en la mayoría de las aplicaciones, es su tamaño reducido y su resistencia. 

Visualización de la imagen

Sistemas de vídeo

Los sistemas de vídeo utilizados en la fluoroscopia convencional suelen ser sistemas de 525 líneas. Este tipo de sistemas no son los más adecuados para la FD. El vídeo convencional presenta dos limitaciones que restringen su aplicación en las técnicas digitales. En primer lugar, el modo de lectura entrelazado del objetivo de la cámara de televisión puede distorsionar notablemente una imagen digital. En segundo lugar, los tubos de las cámaras de televisión convencionales se caracterizan por un nivel de ruido considerable. 

Este método se denominó modo entrelazado, en el cual, dos campos de 2621/2 líneas se leían individualmente en 1/60 segundos (17 ms) para formar un fotograma de vídeo de 525 líneas en 1/30 segundos (33 ms).

En la FD, el tubo de la cámara de televisión lee en modo progresivo. Cuando se lee la señal de vídeo en el modo progresivo, el haz de electrones del tubo de la cámara de televisión barre el objetivo acoplado continuamente de arriba abajo en 33 ms. La imagen de vídeo se genera de forma similar en el monitor de televisión. No se producen entrelazamientos de un campo con otro. Esto produce una imagen más nítida con menor parpadeo.

Proporción entre señal y ruido. Todos los dispositivos electrónicos analógicos son ruidosos por naturaleza. En cualquier circuito fluyen siempre corrientes eléctricas muy pequeñas por el calentamiento de los filamentos y por las diferencias de voltaje. Esto es lo que se denomina ruido electrónico de fondo. Es parecido al ruido (velo) en una radiografía en la que no se transmite información y sirve solamente para oscurecer la señal electrónica. 

Visualización de la imagen en pantalla plana

La tecnología de pantalla plana sustituye rápidamente al tubo de rayos catódicos (CRT, cathode ray tube) en todas las aplicaciones. Las pantallas planas para la televisión se han ido popularizando gracias al descenso de sus precios.

Los ordenadores personales ya no se suministran con TRC. Del mismo modo, las pantallas planas también están sustituyendo rápidamente a los TRC en la radiografía y en la fluoroscopia.

Actualmente se sabe que la aplicación de la tecnología de pantallas planas en fluoroscopia supone muchas ventajas sobre el uso de TRC. Son mucho más ligeras y fáciles de visualizar y pueden acoplarse con facilidad suspendiéndose en la sala de exploración angiográfica.

COMENTARIO

La fluoroscopia digital (FD) ha añadido un ordenador, al menos dos monitores y una pantalla de control compleja al equipo de fluoroscopia convencional. Los miniordenadores en la FD controlan el tamaño de la matriz de la imagen, el intervalo dinámico del sistema y el ritmo de adquisición de las imágenes. Con la FD pueden adquirirse entre 8 y 30 imágenes por segundo, según el modo de la matriz.

La sustracción es el proceso de eliminación o de enmascaramiento de toda la anatomía innecesaria de una imagen, que potencia solamente la anatomía de interés. Con la FD, la sustracción se realiza mediante una sustracción temporal o de energía.

El procesamiento digital de la imagen se puede utilizar en los departamentos de imagen diagnósticos para los sistemas de archivo y transmisión de imágenes (PACS, Picture Archiving and Communication System). La sala de archivos puede sustituirse por un dispositivo de memoria óptica o magnética del tamaño de un escritorio. La telerradiología es la transmisión a distancia de imágenes digitales hasta estaciones de trabajo en otras áreas del hospital o del exterior.

RADIOLOGÍA INTERVENCIONISTA 

En el pasado, la venografía fue considerada un procedimiento excepcionale. Pero el área de angiografía intervencionista está atravesando por un rápido desarrollo. Actualmente se dispone de salas con equipos de rayos X y un complejo equipamiento que ha sido especialmente diseñado para la radiología intervencionista.

Procedimientos intervencionistas

Los procedimientos de radiología intervencionista empezaron en la década de 1930 con la angiografía; utilizando las agujas y los medios de contraste para penetrar una arteria y mostrarla. A principios de la década del 60, Mason Jones fue el primero en realizar la angiografía coronaria selectiva transbraquial, entrando en arterias coronarias seleccionadas a través de una arteria del brazo.

También durante la década del 60 se desarrolló la angiografía transfemoral de las arterias selectivas de vísceras, del corazón y de las arterias de la cabeza. Melvin Judkins realizó la primera angiografía coronaria y Charles Dotter, la primera angiografía visceral.

El término angiografía hace referencia a la opacificació de los vasos mediante la inyección de un medio de contraste. La angioplastia, la trombólisis, la embolización, los stents vasculares y la biopsia son procedimientos terapéuticos intervencionistas que se realizan a través de los vasos. 

Principios básicos

Acceso arterial

Sven Ivar Seldinger describió un método para el acceso arterial mediante el uso de un catéter. La aguja de Seldinger es una aguja con soporte de calibre 18. Una vez la aguja de Seldinger se inserta en la arteria femoral y sale la sangre arterial palpitando, se retira el soporte. Entonces se inserta una guía de alambre a través de la aguja en la luz arterial. Con la guía de alambre en el vaso se retira la aguja de Seldinger y se introduce un catéter mediante la guía de alambre. Luego se empuja con el catéter a lo largo de la guía de alambre mientras se supervisa con el fluoroscopio.

La arteria femoral es a menudo la más accesible en angiografía. Se puede palpar localizando el pulso en la ingle, debajo del ligamento inguinal, que pasa entre la sínfisis púbica y la espina ilíaca anterosuperior.

Guías de alambre

La guía de alambre permite la introducción segura del catéter a través del vaso. Una vez que el catéter se introduce en su lugar, la guía de alambre permite colocar el catéter en el interior de la red vascular. Las guías de alambre son de acero inoxidable y contienen un cable interno principal, estrechado hacia el final hasta hacerse más fino, con una punta flexible. Este cable previene la pérdida de secciones del alambre si se rompe. La parte final de la guía de alambre es rígida y permite que la guía de alambre se empuje y se retuerza con el propósito de que el catéter se coloque en el vaso seleccionado.

Las guías de alambre convencionales tienen 145 cm de largo. Los catéteres que cubren la guía de alambre son generalmente de 100 cm, aproximadamente. Los cables guía se clasifican además por la longitud al origen de la punta estrechada, la configuración de la punta, la rigidez de la guía de alambre y la cubierta. Están cubiertas con un material hidrofílico con el fin de que el catéter se deslice sobre el cable más fácilmente.

Este material también hace los cables guía más resistentes a los trombos (coágulos) y permite que sea más fácil irrigar mientras están colocados en el interior del sistema vascular. Para las guías de alambre, la punta en J es una variante de la configuración diseñada inicialmente para su utilización en vasos ateroscleróticos, que están llenos de placas.

La punta en J se desvía de los bordes de las placas y ayuda a prevenir la disección subíntima de la arteria. El material que recubre las guías de alambre es diseñado para reducir la fricción , capas de heparina y, recientemente, polímeros hidrofílicos. Al último tipo se le llama cable de ligadura, que representa el mayor avance tecnológico en radiología intervencionista.

Catéteres

Los catéteres están diseñados con muchas formas y tamaños diferentes. Generalmente, el diámetro del catéter se clasifica según tamaños franceses (Fr); 3 Fr equivale a 1 mm de diámetro. 

La forma de la punta del catéter se requiere para la cateterización selectiva de arterias específicas. La punta de H1 o headhunter se utiliza para acceder desde la femoral a los vasos braquiocefálicos. El catéter Simmons es muy curvado para acceder a vasos con angulaciones muy acusadas y también se diseñó para la angiografía cerebral, pero después se empleó para angiografía visceral. El C2 o catéter Cobra tiene punta angulada unida a una curva menos acusada y se utiliza para su introducción en las arterias celíaca, mesentéricas y renales.

Los catéteres de trenza pigtail tienen múltiples orificios a los lados para expulsar el medio de contraste en bolo compacto. Un catéter con múltiples agujeros a los lados ayuda a reducir el posible efecto en latigazo. El efecto del chorro se minimiza con la trenza curvada, que previene la posible lesión de los vasos.

En cuanto el catéter se introduce en los vasos se retira la guía de alambre. Entonces el catéter debe ser inmediatamente enjuagado para impedir la coagulación de la sangre en su interior. Generalmente se utiliza la heparina sódica para enjuagar los catéteres. Después de la colocación del catéter se lleva a cabo una inyección de contraste de prueba bajo fluoroscopia antes de la obtención de imágenes estáticas, para verificar que la punta del catéter no está calzada y se encuentra en el vaso correcto. Los flujos de inyección del inyector automático se rigen por la velocidad de circulación de la inyección de prueba.

Medios de contraste

Los vasos en angiografía se inyectan con un medio de contraste radiopaco. Inicialmente se utilizaron los compuestos iónicos de yodo para las inyecciones de contraste; sin embargo, los medios de contraste no iónicos han reemplazado en gran parte a los agentes iónicos. Los problemas fisiológicos y las reacciones adversas se han reducido para los pacientes a quienes se les ha de realizar una inyección angiográfica, debido a su baja concentración iónica (baja osmolalidad).

Sala de radiología intervencionista

A diferencia de la radiología y la fluoroscopia, la radiología intervencionista necesita una sala con distintos espacios. La sala de procedimientos no debería medir menos de 6 m a lo largo de cualquier pared y tampoco menos de 46 m2 de superficie. Este tamaño es necesario para acomodar la extensión de equipo requerida y para el gran número de personas que participan en la mayoría de los procedimientos.

La sala de procedimiento tiene al menos tres puertas de acceso. El acceso del paciente debe realizarse

por una puerta lo suficientemente amplia como para que pueda introducirse una cama. Por lo general, el acceso a la zona central de la habitación no requiere una puerta. Con un pasillo abierto es suficiente, ya que las puertas obstruyen el movimiento del personal.

El suelo, las paredes y todas las superficies del mobiliario para los procedimientos deben ser uniformes y de fácil limpieza. La sala de control debe ser grande, quizá 9 m2 de superficie Es ideal que esta habitación se comunique directamente con las áreas de visión. También debe tener una presión de aire positiva y aire entrante filtrado.

Equipamiento

El equipo de rayos X para procedimientos de radiología intervencionista generalmente es grande, flexible y caro que el que se necesita para la obtención de imágenes de radiología convencional y fluoroscopia. Generalmente se requieren dos tubos de rayos X radiográficos instalados en el techo siguiendo una guía, con un fluoroscopio intensificador de imagen instalado sobre un brazo en C o en L.

Tubo de rayos X

El tubo de rayos X que se utiliza para los procedimientos de radiología intervencionista tiene un objetivo de ángulo pequeño, un disco de ánodo de gran diámetro y cátodos diseñados para la ampliación de radiografías y la obtención de radiografías seriadas. Es necesario un pequeño punto focal de no más de 0,3 mm de tamaño para los requisitos de resolución espacial para la radiografía de amplificación de un pequeño vaso. La neuroangiografía se puede llevar a cabo en vasos llenos de contraste de hasta 1 mm, con la habitual selección de factores geométricos y un cuidadoso posicionamiento del paciente.

Cuando se utiliza una distancia entre el receptor de imagen y la fuente (SID, source-to-image receptor distance) de 100 cm y una distancia entre el receptor y el objeto (OID, object-to-image receptor distance) de 40 cm, el radiógrafo puede aprovechar el espacio de aire para mejorar el contraste de imagen. Una mancha focal de 0,3 mm se transforma en una mancha focal de 0,2 mm.

Generador de alto voltaje

Los generadores de alta frecuencia son cada vez más utilizados en todos los exámenes de rayos X, incluidos los procedimientos de radiología intervencionista. Sin embargo, algunos procedimientos de

radiología intervencionista requieren quizá mayor potencia que la disponible con los generadores de alta frecuencia. Los generadores de alto voltaje con potencia de triple fase y capacitados con 12 pulsos de al menos 100 kW con bajo rizado son necesarios para tales requisitos de alta potencia.

Camilla del paciente

La mayoría de los sistemas convencionales de obtención de imágenes por fluoroscopia tienen una camilla con inclinación, los sistemas de obtención de imágenes por radiología intervencionista no la poseen. La fluoroscopia general suele necesitar la inclinación de la cabeza del paciente hacia arriba y hacia abajo para la manipulación del medio de contraste. 

Otras imágenes y procedimientos de intervencionistas no requieren una camilla de inclinación, sino una camilla estática para el paciente con una mesa alta flotante o movible. Los controles para el posicionamiento de la camilla se ubican en una parte de la mesa y también se sitúan en un interruptor de superficie. Este interruptor se necesita para acomodar el posicionamiento del paciente mientras se mantiene el campo de intervención estéril.

La camilla del paciente también puede tener movilidad controlada por un ordenador. Esta característica es necesaria para permitir la representación desde el abdomen hasta los pies tras una sola inyección del medio de contraste. Otro requisito es que se pueda preseleccionar el tiempo y la posición de la camilla del paciente para que coincida con el receptor de imagen.

Receptor de imagen

Se utilizan dos tipos diferentes de receptores de imagen en los procedimientos de radiología intervencionista. La cámara de cinefluorografía se ha usado durante la cateterización cardíaca, pero está obsoleta y se ha reemplazado por receptores de imagen digitales. El receptor de imagen digital empieza con un tubo captador de cámara de televisión o un dispositivo de carga acoplada (CCD).

Los CCD son chips de silicona fotosensibles que están reemplazando rápidamente al tubo de cámara de televisión en la cadena de fluoroscopia. Parecen chips de ordenador y pueden usarse en cualquier lugar donde la luz se convierte en una imagen de vídeo digital. 

COMENTARIOS 

La angiografía hace referencia a las diversas maneras de visualizar los vasos sanguíneos llenos de contraste. Usando una guía de alambre y un catéter, se pueden acceder a la red vascular sin cirugía. La arteria femoral es la más utilizada para el acceso arterial en angiografía. 

Los diseños de las puntas de catéter varían ampliamente y cada uno se utiliza para arterias específicas. Los medios de contraste utilizados son en general no iónicos, lo cual reduce el índice de problemas fisiológicos y reacciones adversas en los pacientes que se someten a un procedimiento de angiografía. Durante el procedimiento se deben monitorizar cuidadosamente los signos vitales del paciente. El riesgo más común para los pacientes es la hemorragia en el lugar de punción.

El tubo de rayos X habitual en radiología intervencionista está diseñado para la amplificación, la alta resolución y las grandes cargas caloríficas. La camilla del paciente es una mesa flotante con capacidad de movimiento y permite visualizar automáticamente desde el abdomen hasta los pies después de una única inyección del medio de contraste.

Las imágenes digitales generalmente se utilizan en los procedimientos intervencionistas, un ejemplo son la inyección del medio de contraste y la adquisición de imágenes, que se sincronizan para optimizar la visualización de los vasos que queremos estudiar.

Procesamiento y manipulación de una imagen radiográfica digital

Los fotones una vez que son convertidos en señales eléctricas, estarán disponibles para ser procesadas y manipuladas. Los parámetros de procesamiento y manipulación de la imagen son por lo general iguales sin importar la tecnología utilizada. El preprocesamiento es realizado automáticamente en un ordenador mientras que el postprocesaimiento de la imagen es realizada por el especialisata. Los parámetros de preprocesamiento son dependientes de cada empresa fabricante.

El tamaño o intensidad de una señal es determinada y se le asigna un valor a cada pixel. De esta manera se genera un histograma de la imagen, que permite al sistema encontrar la señal realmente útil localizando un mínimo y un máximo de señal dentro del área anatómica de interés.

Histograma

Identifica todas las intensidades de forma gráfica donde el eje X de la gráfica representa la cantidad leída y el eje Y representa el número de pixeles de cada exposición. El histograma entonces representará la distribución de los pixeles para cada exposición.

El análisis de un histograma puede ser un proceso complejo, sin embargo, es importante reconocer que la forma adoptada por un histograma es específica de cada anatomía. El histograma que se genera de una radiografía de tórax de un adulto es muy diferente al histograma de una rodilla. Por esta razón es muy importante seleccionar la estructura anatómica correcta a radiografiar porque la información obtenida de la imagen se va a comparar con un histograma normal y con base en eso se realizan las correcciones adecuadas.

Histograma de la imagen 

Los histogramas de la imagen digital son muy importantes para la producción de imágenes digitales. Sin embargo, pueden ser origen de molestos artefactos si no se comprenden y manipulan correctamente. Todos los sistemas de imagen radiográfica digital evalúan los datos de la imagen original mediante el análisis del histograma. Un histograma es una gráfica de la frecuencia de aparición de una determinada característica del objeto.

Teorema de Nyquist

Este teorema establece que cuando se toma como muestra una señal analógica (como en el caso de la conversión habitual de una imagen médica analógica a digital), la frecuencia de muestreo debe ser el doble o mayor a la señal de entrada de forma que la reconstrucción de la imagen original se acerque lo más posible al a señal original.

Reescalado automático

Cuando la exposición es mayor o menor a la requerida para producir una imagen ocurre un reescalado automático en un esfuerzo de mostrar los pixeles del área de interés. El reescalado no es un sustituto de factores técnicos adecuados. Existe cierto peligro al confiar en el sistema para “arreglar” una imagen a través del reescalado y debido a esto utilizar mucho más miliamperaje segundo del requerido.

Look-Up Table (LUT)

Una LUT es usada como referencia para cambiar cada un de los valores originales de cada pixel por unos nuevos. Existe una LUT para cada región anatómica. En teoría, la imagen resultante tendrá la apariencia apropiada en cuanto a brillo y contraste. Por ejemplo, el contraste puede ser cambiando variando la pendiente de la curva.

Resolución de frecuencia espacial

El detalle de una imagen también es llamado resolución de frecuencia espacial. En radiología convencional, el detalle es controlado por varios factores incluyendo la velocidad de la pantalla y la película así como distancia objeto-receptor. En el caso de la imagen digital, la distancia objeto-receptor también es importante pero además es posible controlar el detalle por medio de otros parámetros. Se puede elegir una estructura para mejorarla y aumentarle el detalle por medio de dos procesos:

• Realce de los bordes: Después de que una señal obtenida, esta es promediada para acortar el tiempo de procesamiento. Entre más pixeles estén involucrados en este promedio más suavizado presentará la imagen. La señal obtenida de un pixel es promediada con la señal de los pixeles adyacentes. El proceso de realce de bordes ocurre cuando menos pixeles son preprocesados y promediados. 
• Suavizado: al contrario del anterior, el suavizado involucra un mayor promedio de los pixeles adyacentes o vecinos de forma que se da una reducción en el ruido y el contraste. Funciones básicas de manipulación de la imagen.

Los parámetros más comunes de procesamiento son aquellos que permiten cambiar el brillo y el contraste. El nivel de ventana controla que tan clara u oscura se presenta la imagen. El ancho de ventana controla el contraste. Entre más alto el nivel de ventana más oscura se verá la imagen, entre más ancho de ventana, menor será en contraste (no confundir con resolución de contraste). La manipulación de estos parámetros en imágenes tomadas con los factores adecuados debería ser mínima.

Remoción del fondo: Siempre que es vista ya sea en un negatoscopio o en una pantalla, los bordes no expuestos de la misma permitirán un acceso mayor de luz al ojo. Este exceso de luz causa una sobre sensibilización de un químico dentro del ojo que se llama rodopsina y esto produce ceguera temporal a la luz blanca. El ojo se recupera muy rápidamente y la persona solo logra nota una luz brillante visible atrás pero está comprobado que es una gran distracción que interfiere con la forma en que el ojo visualiza la imagen. En el caso de la radiología digital es posible realizar una remoción automática de este fondo. Esta herramienta es únicamente de visualización y nunca debe ser utilizada para ocultar malas practicas de colimado. Esto también es útil en la reducción del tamaño de la imagen.

Visualización de la imagen digital

El estado actual de desarrollo de la imagen médica, hace imprescindible comprender conceptos de la física relativos a la energía y la radiación. La adopción de la imagen digital y de la interpretación de las imágenes en la pantalla digital requiere la comprensión de otra área de la física: la fotometría (la ciencia que estudia la respuesta del ojo humano a la luz). 

Respuesta del ojo

La CIE (Commission Internationale de l’Éclairage reconoció la) diferencia entre la visión fotópica con suficiente luz representada por los conos y la visión escotópica con la luz tenue representada por los bastones de la retina. De ahí surgieron las curvas de la respuesta fotópica y escotópica estándar de la CIE. La visión con suficiente luz es mejor a 555 nm, mientras que la visión con luz tenue es mejor a 505 nm.

Unidades fotométricas

La unidad fotométrica básica es el lumen y se calibra según la máxima respuesta fotópica del ojo a

555 nm.

Preprocesado de la imagen digital

Una ventaja fundamental de la imagen digital sobre la imagen convencional es la capacidad de manipular la imagen antes de representarla o después de representarla. Los dos procedimientos alteran el aspecto de la imagen, generalmente con el objetivo de mejorar su contraste.

Este procedimiento está diseñado para producir imágenes digitales sin artefactos. En este sentido, el preprocesado implica la calibración electrónica para reducir las diferencias de respuesta píxel a píxel, fila a fila y columna a columna. En la mayoría de los equipos, los procesos de interpolación de píxeles, de corrección de demora y de corrección de ruido se aplican de manera automática.

Las imágenes compensadas y las imágenes de potenciación son imágenes de calibración automática diseñadas para obtener una respuesta uniforme del receptor de la imagen. 

Estas técnicas de calibración del preprocesado se denominan calibraciones de campo plano. También se utilizan las técnicas de promediación para reducir el ruido y mejorar el contraste. Los receptores y las pantallas de imagen digital tienen millones de píxeles. Por ello, es razonable suponer que algunos

píxeles sean defectuosos y respondan de manera diferente o no respondan. Estos defectos se corrigen mediante la interpolación de señal. La respuesta de los píxeles alrededor del defecto se promedia y se asigna ese valor al píxel defectuoso.

Posprocesado de la imagen digital

El preprocesado es principalmente automático, el posprocesado requiere la intervención. En este procedimiento se incluye cualquier modificación que pueda realizarse en una imagen digital después de haber sido obtenida por el sistema de imagen.

La anotación es el proceso de añadir texto a una imagen. Es útil para la identificación del paciente, pero también para informar al clínico acerca de la anatomía y del diagnóstico.

Las imágenes digitales tienen unos intervalos dinámicos de hasta 16 bits (65.536 niveles de gris). Sin embargo, el sistema visual humano sólo puede apreciar unos 30 matices de gris. Mediante el ajuste de ventana y de nivel, se puede hacer visibles 65.536 niveles de gris. Tal vez esta amplificación del contraste de la imagen sea la característica más importante de la imagen digital.

Cuanto mayor es el tamaño de la matriz en las pantallas digitales, mejor resolución espacial presentan, ya que tienen píxeles de menor tamaño. Esto permite, entre otras características, el aumento de una región de una imagen para definir los detalles visibles más pequeños. En ocasiones, las imágenes digitales múltiples deben voltearse horizontal o verticalmente. Este proceso, denominado volteo de imagen, se utiliza para presentar las imágenes en un modo estándar de visualización.

La mayoría de las imágenes digitales se visualizan mediante el método clásico de contraste de las películas radiográficas: el hueso es blanco y los tejidos blandos son negros. Sin embargo, en ocasiones puede ser que la enfermedad sea más visible con la inversión de imagen, que presenta el hueso en color negro y los tejidos blandos en color blanco. La sustracción de las imágenes

radiográficas digitales obtenidas meses antes (sustracción temporal) se utiliza para dar más detalles de los cambios en la anatomía o en la enfermedad. El objetivo de la sustracción de imagen es incrementar el contraste. Cuando el paciente se mueve durante la obtención seriada de imágenes, se produce un error de registro de la imagen de sustracción. Esto se puede corregir repitiendo el registro de la imagen mediante una técnica denominada desplazamiento de píxel.

La intensificación de márgenes es eficaz para las fracturas y para los tejidos pequeños y de alto contraste. El realce puede ser útil para identificar la enfermedad difusa, no focal. El recorte, el desplazamiento y el aumento permiten la visualización adecuada de regiones precisas de una imagen.

Sistema de archivo y transmisión de imágenes

La radiología ha adoptado muy rápidamente la tecnología de la imagen digital. Se estima que el uso actual de imágenes obtenidas digitalmente en un 70%. Estas imágenes digitales proceden de todas las áreas de la medicina: medicina nuclear, ultrasonografía diagnóstica, radiografía, fluoroscopia, tomografía computarizada y resonancia magnética. Las películas radiográficas se pueden digitalizar mediante un dispositivo. Estos digitalizadores se basan en la tecnología láser.

La creación de un completo sistema de archivo y transmisión de imágenes (PACS, Picture Archiving and Communication System) permite no sólo obtener sino también interpretar y almacenar todas las imágenes médicas en formato digital sin necesidad de recurrir a la película. La eficacia en términos de tiempo y costes es enorme.

Las cuatro partes principales de un PACS son: el sistema de obtención de imágenes, el sistema de pantalla, la red de trabajo y el sistema de almacenamiento. 

Red de trabajo

Para ser verdaderamente eficaces, estos modelos de procesado de imagen deben ser rápidos y fáciles de utilizar. Esto requiere que cada una de las estaciones de trabajo esté controlada por un microprocesador e interactúe con los diferentes sistemas de imagen y con el ordenador central. Para establecer esta interacción se requiere una red de trabajo

Utilizan el término red de trabajo para describir el modo en el que pueden conectarse muchos ordenadores para interactuar entre sí. Por ejemplo, en la oficina de una empresa, cada trabajador puede tener una estación de trabajo controlada por un microprocesador, que se encuentra conectada a un ordenador central, de modo que la información se puede transferir desde una estación a otra, o desde o hacia el ordenador central o servidor. En algunos países se utilizan redes nacionales para los

datos médicos. Todos los pacientes tienen un identificador único, un número exclusivo para toda su vida.

En radiología, además de las estaciones de trabajo para los administrativos, la red de trabajo puede consistir en diferentes tipos de dispositivos que permitan el almacenamiento, la recuperación y la visualización de imágenes. Cada uno de estos dispositivos se denomina cliente de la red de trabajo. 

La telerradiología es el proceso de transmisión remota y visualización de imágenes. Para asegurar la adaptabilidad entre los diferentes sistemas de imagen, el American College of Radiology (ACR), en colaboración con la National Electrical Manufacturers Association (NEMA), ha diseñado un formato estándar de imagen y de interfaz denominado DICOM (Digital Imaging and Communications in Medicine).

La red de trabajo tiene su punto de inicio en el sistema de imagen digital en el que se obtienen los datos. Las imágenes reconstruidas a partir de los datos se procesan en la consola de control del sistema o se transmiten a una estación de trabajo PACS para su procesado. En cualquier momento, estas imágenes se pueden transferir a otros clientes dentro o fuera del hospital. En vez de transportar las películas radiográficas hasta el quirófano para examinarlas en un negatoscopio, sencillamente se transfiere la imagen electrónicamente a la estación de trabajo PACS en el área quirúrgica.

Sistema de almacenamiento

Una de las ventajas del PACS es el archivo. Los requerimientos de almacenamiento de imágenes están determinados por el número de imágenes y por el tamaño de los archivos de datos de imagen. Éste se obtiene del producto del tamaño de la matriz por el número de bits de profundidad de la escala de grises. 

Con el PACS, una sala de archivos es sustituida por un dispositivo magnético u óptico de memoria. Sin embargo, el futuro del PACS depende del continuo desarrollo del disco óptico.

Los discos ópticos pueden albergar decenas de gigabytes (GB) de datos e imágenes y, cuando se almacenan en un cargador automático, pueden llegar a almacenar terabytes (TB). Sin embargo, dado el intervalo dinámico de la radiografía digital, puede aumentarse el almacenamiento de archivos.

El archivo entero de un hospital puede guardarse en un dispositivo de almacenamiento del tamaño de una mesa. Las imágenes se pueden recuperar electrónicamente desde cualquier estación de trabajo en cuestión de segundos. En el caso de que un registro principal se estropease, puede recurrirse a una copia de seguridad de las imágenes para su recuperación.

Además, empleando el PACS con la imagen digital, el flujo de trabajo de la imagen médica se reduce considerablemente.

COMENTARIO 

La visualización de imágenes digitales requiere del conocimientos básicos de fotometría. El conocimiento de las unidades y los conceptos fotométricos también es esencial. Para visualizar las imágenes digitales se emplea la visión fotópica y la visión escotópica.

La pantalla de cristal líquido de matriz activa (AMLCD) es el sistema principal para visualizar imágenes en formato digital. Las características de una AMLCD influyen en la luminancia de la imagen. Además, cuando se utilice una AMLCD se debe tener en cuenta la luz ambiental.

El preprocesado y el posprocesado de las imágenes médicas digitales son los procedimientos que han favorecido que la imagen digital supere a la imagen analógica.

El sistema de archivo y transmisión de imágenes (PACS) responde al planteamiento de la integración de las imágenes en el entorno sanitario. Entre otras ventajas, la sala de archivos es sustituida por dispositivos de almacenamiento de memoria del tamaño de una caja. La telerradiología es la transmisión remota de imágenes digitales.