Monogrfico: Radiologa Digital

45

1. INTRODUCCINBajo el epgrafe de radiologa digital se suele hacer

referencia a un amplio conjunto de sistemas de adquisi-cin, tratamiento, procesamiento, transmisin, archivo yvisualizacin de informacin radiolgica. Aunque uno delos productos finales, no el nico, de estos sistemas estconstituido por imgenes similares a las que se obtienenen la radiografa convencional, la formacin y los compo-nentes de tales imgenes presentan caractersticas parti-culares que afectan tanto a su aspecto como al contenidode informacin y a la presentacin de sta.

Una ventaja notable de la radiologa digital, al margende otras tambin importantes, tiene que ver con las posi-bilidades que ofrece de gestionar la informacin demanera flexible, rpida y eficaz y, por ello, es normal quese preste especial atencin a los sistemas de tratamiento,transmisin, archivo, distribucin y visualizacin de imge-nes. No debe perderse de vista, sin embargo, que todasesas posibilidades se basan en la existencia previa de unaimagen en formato digital, adquirida normalmentemediante elementos y detectores de radiacin que tienenun comportamiento diferente del de la pelcula radiogr-fica clsica. Por ello, las propiedades y caractersticas de lasimgenes digitales tambin son distintas de las imgenesanalgicas convencionales.

Las especiales caractersticas de las imgenes digitalesafectan al contenido de informacin diagnstica presenteen ellas, con ventajas y tambin con limitaciones respectolos sistemas analgicos convencionales. En estas lneas sepretende apuntar algunos de los aspectos ms relevantesde esas diferencias.

2. IMAGEN SOBRE PELCULA E IMAGEN DIGITALA lo largo de un siglo, las imgenes estticas empleadas

para el radiodiagnstico se han venido obteniendomediante la utilizacin de las notables propiedades de lasemulsiones fotogrficas. Tal procedimiento consiste enque el haz de rayos X, atenuado por las diferentes estruc-turas anatmicas de un paciente, alcanza la placa radio-grfica, casi siempre no de manera directa sino previa unainteraccin con las llamadas pantallas de refuerzo, en lascuales los fotones de alta energa se transforman en otros

de longitud de onda mayor (visible o ultravioleta). Lasemulsiones depositadas sobre dicha placa radiogrfica,con propiedades muy peculiares, actan como un detec-tor de radiacin,que tras el revelado da lugar a la radio-grafa clsica. Sobre su superficie, una vez revelada la pel-cula, y de manera esencialmente continua, es decir, ana-lgica, aparecen representadas mediante diferentes nive-les de gris la mayor o menor cantidad de rayos X que hallegado a cada punto despus de atravesar la seccin ana-tmica correspondiente.

Cabe decir que a lo largo de muchas dcadas, el desa-rrollo y continuo perfeccionamiento han dado lugar a pel-culas radiogrficas extraordinariamente adaptadas y opti-mizadas para las necesidades del radiodiagnstico.

Sobre la imagen as obtenida, el radilogo analizaestructuras, descubre patrones, identifica signos y, en lti-ma instancia, emite, descarta o sugiere un diagnstico.Para que ese proceso sea eficiente, se precisa que la ima-gen permita la visualizacin de detalles razonablementefinos de las estructuras (lo que est relacionado con el con-cepto de resolucin espacial), que haga corresponderniveles de gris suficientemente diferenciados a zonas condiferencias sutiles de composicin o densidad (lo que vaasociado al concepto de contraste) y que no se encuentreenmascarada por un exceso de grano (ruido).

Todas esas caractersticas de la imagen, que configurande algn modo su calidad, estn determinadas pormuchos factores tales como la tcnica empleada, la ener-ga y la geometra del haz de rayos X, el espesor y la cons-titucin del paciente, pero tambin, y de forma importan-te, por las propiedades de la pelcula radiogrfica. La res-puesta de la pelcula a la radiacin viene descrita por lallamada curva caracterstica, o curva sensitomtrica. En lafigura 1 se muestran ejemplos de curvas caractersticasque corresponden a pelculas de las que se emplean habi-tualmente en radiologa.

La curva caracterstica representa la variacin de la den-sidad ptica (esto es, el grado de ennegrecimiento) de laplaca, una vez revelada, en funcin de la cantidad derayos X que ha llegado a ella, expresada en trminos deexposicin o dosis. La curva caracterstica de las pelculasradiogrficas tiene forma sigmoidea, lo que pone de

Caractersticas, ventajas y limitacionesde los sistemas de adquisicin digitalde imgenes radiogrficas

Ignacio Hernando Gonzlez, Ricardo Torres CabreraServicio de Radiofsica y Proteccin Radiolgica

Hospital Universitario Ro Hortega, Valladolid

Monogrfico: Radiologa Digital

46

manifiesto que la variacin de la densidad ptica es muyacusada en un intervalo estrecho de exposiciones, peroque, fuera de ese intervalo, la pelcula no es eficiente:Para valores bajos de exposicin, no responde a las dife-rencias de radiacin relativa (queda subexpuesta, sincontraste apreciable entre unos puntos y otros) y para valo-res altos, se satura (queda sobreexpuesta y apenas refleja-r informacin til sobre el haz de radiacin que ha lle-gado a ella). Se denomina latitud el intervalo de valoresde exposicin en el cual una pelcula radiogrfica o foto-grfica produce una calidad de imagen aceptable. En esesentido, se puede decir que la radiografa convencionalclsica presenta un alto contraste con una latitud muy limi-tada.

Por otra parte, es conveniente sealar que la placaradiogrfica acta como detector de radiacin encargadode la adquisicin de la imagen y, a la vez, se constituye enel soporte sobre el que la propia imagen se visualiza. Esdecir, en la radiografa convencional las funciones deadquisicin y visualizacin de la imagen, y tambin las detransporte y archivo, estn concentradas en un mismosoporte, la placa radiogrfica.

En gran medida, el desarrollo de la radiologa mdica alo largo de su historia se ha producido como adaptacin aesas peculiaridades de la placa radiogrfica, reflejadas en

la forma de su curva caracterstica y en el carcter poliva-lente del soporte empleado.

Las tcnicas digitales llegaron a la radiologa a principiosde los aos setenta del siglo XX, de la mano de la queentonces se llam tomografa axial computarizada. Latomografa computarizada tena como objetivo resolverdos problemas radiolgicos clsicos: el exceso de radiacindispersa asociado al haz convencional de rayos X y lasuperposicin en una imagen plana de estructuras situa-das en un volumen tridimensional; pero tambin seencontraba, y resolva, otros dos problemas asociados conel sistema de deteccin de la radiacin: la relativamentebaja sensibilidad de la pelcula radiogrfica y la escasa lati-tud, tambin caracterstica de la pelcula y asociada,como se ha dicho, a la forma de la curva caracterstica.

Diez aos ms tarde, aproximadamente, hicieron suaparicin los primeros sistemas de obtencin de imgenesdigitales, ya no tomogrficas sino de transmisin simple,similares a los de la radiografa convencional. Estos siste-mas estaban basados, como la TC, en detectores que, porun lado, producen una imagen no continua sino constitui-da por pequeos elementos separados (pxeles), y porotro, presentan una respuesta a la radiacin no sigmoideacomo la curva caracterstica de la placa tradicional sinoesencialmente lineal en un amplio intervalo de exposicio-nes (vase la figura 2). Esto hace que los sistemas digitalesde adquisicin presenten una latitud muy grande, lo que

Figura 1. Ejemplo de curvas caractersticas de pelculas radiogrficas y panta-llas de refuerzo de uso habitual. Para una de ellas se da la correspondencia enniveles de gris sobre una escala estndar y sobre una radiografa de trax

Figura 2. Comparacin de la respuesta a la radiacin de una pelcula radiogr-fica convencional (curva caracterstica) y de un detector digital

en la prctica se traduce en una drstica reduccin de larepeticin de radiografas: con un detector digital los pro-blemas de subexposicin y de saturacin desaparecen demanera casi absoluta.

Por otra parte, los sistemas digitales se caracterizan porla separacin que en ellos se produce entre elementosencargados de la adquisicin de los datos, sistemas dedi-cados a su almacenamiento y transporte y dispositivoscuya misin es la presentacin y visualizacin de las im-genes. Esta separacin permite optimizar el funciona-miento de cada uno de ellos para la funcin concreta a

Monogrfico: Radiologa Digital

47

que se destina, lo que constituye una diferencia, y unaventaja, muy significativa con respecto al caso de la radio-grafa convencional

3. SISTEMAS DE ADQUISICIN DE IMGENES DIGITALES ENRADIOGRAFASe han desarrollado diferentes tipos de dispositivos para

la adquisicin de imgenes radiogrficas digitales. Sinembargo, en la actualidad hay dos de ellos que dominanclaramente el mercado, sin que sea previsible que tal cir-cunstancia vaya a cambiar a corto plazo. Tales dispositivoshan dado lugar a dos grandes grupos de sistemas deradiografa digital Sistemas de radiografa computarizada, basados en fs-

foros fotoestimulables Sistemas de radiografa directa, basados en paneles pla-

nosExisten otros sistemas, por ejemplo los que utilizan CCD`s

para la obtencin de imgenes, que juegan un papel des-tacado en la actualidad en muchos equipos de fluorosco-pia y fluorografa pero que no parece puedan extendersea la radiografa convencional, as como otros de carcterms experimental. No sern objeto de anlisis en estabreve introduccin al tema.

3.1 RADIOGRAFA COMPUTARIZADALa radiografa computarizada (CR) es una de las tecno-

logas ms asentadas en el campo de la radiologa digital.Fue introducida por Fuji en 1981. A lo largo de algo msde veinte aos ha evolucionado de manera considerabley se ha extendido ampliamente. La radiografa computa-rizada hace posible la obtencin de imgenes digitalespero permite tambin, si se desea, mantener un entornode trabajo esencialmente idntico al de la radiologa cl-sica, lo que facilita los procesos de adaptacin.

3.1.1 Principio de funcionamientoMuchos slidos, cuando son expuestos a radiacin elec-

tromagntica (por ejemplo, de rayos X), absorben ener-ga, energa que se almacena en forma de electrones ubi-cados en niveles excitados de la red cristalina. Con fre-cuencia, dichos materiales se desexcitan de maneraespontnea e inmediata, reemitiendo la energa absorbi-da en forma de luz visible o ultravioleta. Sin embargo,algunos de ellos no se comportan de ese modo sino queconservan al menos parte de la energa absorbida hastaque no reciben un determinado tipo de estmulo. Un casoparticular lo constituyen los llamados fsforos fotoestimu-lables, que son aquellos que precisan ser iluminados parareemitir, tambin en forma de luz, la energa almacena-da en su red. Estos son, por sus propiedades, los que hanencontrado una aplicacin del mximo relieve en radio-loga digital. Constituyen la base de los llamados sistemasde radiografa computarizada (CR).

Efectivamente, se puede depositar una capa de fsforo

fotoestimulable sobre un soporte de dimensiones similaresa las de una placa convencional, y disponer el conjunto enel interior de un chasis tambin similar en todo a los habi-tuales. Cuando se coloca ese dispositivo en el lugar delchasis con la placa clsica y se expone a un haz de rayosX, como se esquematiza en la figura 3, la intensidad deradiacin que llega a cada punto del fsforo estimula elmaterial de manera proporcional, dando lugar a una ima-gen latente. Esta imagen latente sigue siendo en lo esen-cial una imagen analgica distribuida por toda la superfi-cie del fsforo.

3.1.2 Obtencin de la imagen digitalDado el carcter fotoestimulable del material que con-

tiene la imagen latente, es posible utilizar un estrecho pin-cel de lser (normalmente, de luz infrarroja) para extraerla informacin relativa a dicha imagen. El barrido del hazlser es similar al de una cmara de televisin, como tam-bin se esquematiza en la figura 3. La seal luminosaemitida por el fsforo al desexcitarse tiene una intensidadextraordinariamente pequea en comparacin con la dellser estimulador por lo que, para que resulte til, es pre-ciso proceder a un cuidadoso filtrado que la separe.

Figura 3. Esquema de funcionamiento de un sistema de fsforos fotoestimula-bles para radiografa computarizada

Un tubo fotomultiplicador recoge la seal luminosa y laconvierte en seal elctrica. Un conversor analgico-digitalcuantifica esa seal, normalmente con una profundidadde 12 bits, lo que permite un despliegue en 4096 nivelesdiscretos. Cada una de esas lecturas de la seal produce elvalor de exposicin correspondiente a un pxel de la ima-gen y el barrido con el pincel lser a lo largo y ancho detoda la superficie dar lugar a una lista de nmeros pro-porcionales a la cantidad de radiacin que lleg a cadazona del fsforo, lista de nmeros que constituye la base

Monogrfico: Radiologa Digital

48

de la imagen digital propiamente dicha. El tamao delpxel depende del barrido del haz lser y fundamental-mente del tamao de dicho haz. Un haz lser ms finopuede recoger la luz de una zona ms pequea del fs-foro, dando lugar a una matriz con ms puntos y mayorresolucin. En el mercado existen equipos de CR con di-metro de lser entre 50 m y 100 m y las matrices tpi-cas asignan 2000 * 2500 valores para un campo radio-grfico estndar de 35 cm * 43 cm, pero existen ya matri-ces de 4000 * 4000, con resoluciones de 10 pxel/mm.

En los sistemas de CR, una vez adquirida la imagen, espreciso borrar la informacin residual, cosa que se consiguenormalmente mediante un barrido de todo el fsforo con unhaz de luz intensa que vace las trampas electrnicas.

3.1.3 Procesamiento de la imagenUna vez obtenida la imagen en formato digital, debe

ser necesariamente procesada antes de su visualizacin. Elsistema debe separar la seal til correspondiente a la sec-cin anatmica del paciente de los valores no vlidos: bor-des de colimacin, zona expuesta a radiacin directa, etc.Este intervalo de valores vlidos debe ser recodificado paraconseguir un contraste adecuado y una visualizacincorrecta de todas las parte con inters diagnstico en laimagen: partes blandas, hueso, etc. El procesador de ima-gen debe realizar ajustes distintos en la imagen digital enfuncin del tipo de exploracin, la anatoma explorada yla proyeccin.

El primer paso en el procesado de la imagen suele serla deteccin del campo de exposicin, es decir la zona delfsforo que ha recibido radiacin, bien directa o bien laque ha atravesado al paciente. El mtodo tpico suele serla construccin de un histograma. Un anlisis de este his-tograma, sus picos y zonas medias permite distinguir entrelas partes que quedan fuera de los colimadores, as comolas zonas que han recibido radiacin directa (no han atra-vesado la anatoma del paciente). Una vez que se extraela zona til de la imagen, existen diferentes mtodos utili-zados por los diferentes fabricantes para mejorar el con-traste y la resolucin de la imagen.

La visualizacin de los bordes y de pequeos objetospuede ser mejorada aumentando la amplitud de los com-ponentes de alta frecuencia de la imagen mediante laaplicacin de un filtro paso alto en dos dimensiones. En elmodo ms bsico podra formularse como:

Y= X + (X-X)donde X representa los valores de pixel de la imagen

original, Y la imagen resultante y X la imagen formadapor el promedio de cada pixel y su vecindad. La imagendiferencia (X-X) representa el contenido de alta frecuenciade la imagen y el factor de realce a determina la cantidadde este componente que se agrega a la imagen final.

El intervalo de valores de pixeles que intervienen en laimagen til puede ser demasiado amplio para poder mos-trar las diferentes regiones con una resolucin de contras-

te suficiente. Un realce de bordes con un ncleo muy gran-de puede utilizarse para mejorar el contraste de todas laszonas, reduciendo la contribucin relativa de las compo-nentes de muy baja frecuencia. Un paso ms all de estemtodo, conocido como compresin del rango dinmico(DRC) consiste en aplicar:

Y= (X-X) + g (X)La imagen final es la suma de dos trminos, uno pri-

mero en el que se ha suprimido la contribucin del fondoo promedio, y un segundo que representa la contribucinde dicho fondo. El primer trmino corresponde a la zonade frecuencias medias y altas que pasa sin modificaciones.El trmino de fondo se comprime mediante una funcing (X) cuya especificacin depende del tipo de explora-cin. De este modo se reduce el rango dinmico sin dis-minuir el contraste de la imagen.

Una vez que se ha extrado la seal til de los valores depixel y se han realizado los distintos algoritmos para mejo-rar la calidad de imagen, el paso final es convertir los valo-res de pixel en valores de densidad con funciones o curvasde forma similar a las curvas caractersticas de las pelculas.Cada fabricante tiene sus propios procedimientos, distintostipos de curvas para cada tipo de exploracin, etc, para lle-var los valores de pixel a valores de densidad.

3.1.4 Ventajas de la radiografa computarizadaDe la radiografa computarizada (CR) se citan habitual-

mente ventajas de diversa ndole que se discuten a conti-nuacin:a) Permite la digitalizacin de los sistemas de radiografa

convencional sin necesidad de cambiar los equipos derayos X: se pueden seguir utilizando los mismos gene-radores, tubos, mesas, estativos, etc., y basta con susti-tuir los chasis con la clsica combinacin placa-pantallapor otros que incorporen en su lugar una lmina de fs-foro fotoestimulable. Naturalmente ser preciso instalarequipos lectores de CR, pero incluso stos, son necesa-rios en un nmero relativamente reducido dado quecada uno puede dar servicio a varias salas de rayos X.

b) Es posible la reduccin del consumo de pelcula, y el consi-guiente ahorro econmico, puesto que la imagen digitalobtenida no precisa necesariamente su impresin. Cabedistribuirla en formato electrnico y visualizarla en monito-res adecuados. No hay que ocultar, sin embargo, que estaeventual ventaja est asociada, ms que al sistema deadquisicin en s, al desarrollo de un sistema digital com-pleto, basado en un PACS y una red de distribucin poten-tes. El mero ahorro en placas debe considerarse conjunta-mente con las muy importantes inversiones y gastos demantenimiento necesarios para alcanzar ese objetivo.

c) Suele decirse que los sistemas de radiografa computa-rizada ahorran tambin dosis a pacientes. Es una ven-taja potencial que no siempre se materializa. Los siste-mas de CR permiten efectivamente obtener imgenescon dosis menores a las empleadas en los convencio-

Monogrfico: Radiologa Digital

49

nales, pero, con frecuencia, a cambio de una calidad dis-cutible. De hecho, como se ver ms tarde, la DQE, estoes, la eficiencia, de los fsforos fotoestimulables no es engeneral mayor que la de los sistemas de placa-pantalla,de alta sensibilidad, utilizados en pocas recientes.

d) Se reduce drsticamente la repeticin de exploracio-nes. El amplio rango dinmico de cualquier sistema deradiografa digital, y en particular de la la CR, haceprcticamente imposible la sobreexposicin o la subex-posicin en una imagen, lo que evita la necesidad derepeticiones por esas causas. En muchas ocasiones,suele interpretarse esto como una reduccin adicionalde dosis a los pacientes. Pero debe tomarse el argu-mento con precaucin puesto que, si bien es cierto queel sistema permite evitar repeticiones en un caso indivi-dual, tambin hace posible la toma sistemtica deradiografas con valores elevados de dosis.

e) La imagen es digital. En cierto modo, esta es la venta-ja clave. Con una inversin relativamente reducida,como se argumentaba ms arriba, se dispone de unaimagen con todas las ventajas que supone su carcterdigital, esto es, con las posibilidades de procesado,transmisin, archivo local y remoto, visualizacin, ano-tacin, etc. Como se ha mencionado ms arriba, la tec-nologa digital supone separar las funciones de adquisi-cin, gestin y visualizacin de las imgenes, lo que asu vez permite optimizar de manera independiente yms eficiente el funcionamiento de cada uno de lossubsistemas implicados.

f) La calidad obtenida es satisfactoria. En realidad, no seha podido demostrar hasta la fecha que la CR garanticeuna calidad mayor que la radiografa convencional conpelcula-pantalla. Puede afirmarse, sin embargo, que laCR, con equipos correctamente ajustados, produce unacalidad de imagen elevada y, lo que es quizs msimportante, estable. En cualquier caso, la calidad obte-nida en CR es distinta en algunos aspectos que luego secomentarn, en relacin con la que se obtiene en siste-mas convencionales optimizados.

3.1.5 Limitaciones de la radiografa computarizadaLa radiografa computarizada tambin tiene algunos

inconvenientes que han de ponerse en relacin con susventajas. Hay que citar principalmente los siguientes:a) La obtencin de imgenes con la tecnologa CR, debi-

do al sistema de lectura del fsforo, tiene limitada lacapacidad para registrar con fidelidad estructuras odetalles de dimensiones muy pequeas.. Dicho de otramanera, el tamao del haz lser determina el tamaode pixel y limita la resolucin espacial mxima quepuede obtenerse en la imagen final.

b) Aun cuando, en principio, es posible construir lseres msfinos, que daran lugar a un menor tamao de pxel, talincremento de la resolucin implica un mayor nmero depxeles para cubrir una superficie determinada, es decir,

supone aumentar el tamao de la imagen. Los sistemasactuales suelen utilizar, para radiologa general, resolucio-nes de entre 5 y 10 pxeles por milmetro lo que, para lasdimensiones habituales y con escalas de 4000 niveles degris, da lugar a un tamao de imagen del orden de 10MB, que es ya un archivo considerable. Para los ordena-dores y las redes existentes, no siempre resulta prctico irmucho ms all de ese lmite

c) Por otra parte, la mejora de la resolucin espacialmediante la reduccin del tamao de pxel lleva apa-rejada la disminucin de la seal neta que llega a cadapxel, lo que puede incrementar el ruido y afectar a laresolucin de contraste, haciendo necesario llegar a unequilibrio entre unos factores y otros.

d) Como cualquier sistema de imagen, los fsforos fotoesti-mulables tienden a degradarse con el uso y pueden pro-ducir artefactos similares a los que se producen en las pan-tallas de refuerzo. Pero , adems, los artefactos puedenproceder tambin del sistema de lectura, por ejemplo pordesajuste del arrastre mecnico, como se muestra en laimagen de una rejilla uniforme que se presenta en la figu-ra 4. Tambin hay que contar con la posibilidad de fallosen la estabilidad del lector (del lser o del fotomultiplica-dor de lectura) o del sistema de borrado.

Figura 4. Ejemplo de artefacto dedesalineamiento de la imagen cau-sado por un fallo en el sistemamecnico de arrastre de un lector deCR

3.2 RADIOGRAFA CON PANELES PLANOSLa obtencin de imgenes radiolgicas con paneles planos

(flat panels), llamada en ocasiones radiografa directa aunquecon una cierta ambigedad en la terminologa, supone unproceso digital desde la captura inicial. No utiliza ningn pasointermedio de revelado, lectura lser ni nada por el estilo.

La imagen se obtiene directamente a partir de la inte-raccin de los rayos X con un detector de caractersticasavanzadas. Los resultados de dicha interaccin se transfor-man, inmediatamente, en seales elctricas medianteuna matriz activa de transistores de pelcula delgada(TFTs) que cubre toda la superficie del detector. Es decir,no hay ningn proceso externo al propio panel planoentre la interaccin de la radiacin y la obtencin de unaimagen en formato digital.

En lo que a la estructura y propiedades del detector pro-piamente dicho, existen dos soluciones tecnolgicas prin-cipales, cada una de ellas con las lgicas variantes en fun-cin del fabricante, que se disputan el mercado actual.Son las basadas en:

Monogrfico: Radiologa Digital

50

- Detectores de selenio (llamadas de deteccin directa)- Detectores de silicio (llamadas de deteccin indirecta)

3.2.1 Paneles de selenioEste tipo de dispositivos emplean un detector constituido

por una capa de selenio amorfo, material que presentapropiedades muy peculiares cuando interacciona con losrayos X. Efectivamente, la absorcin de la energa de stosda lugar a la aparicin de pares electrn-hueco, es decir,de parejas de cargas negativas y positivas. Si entre la partefrontal y la posterior de la capa se establece un campoelctrico de intensidad suficiente, tales cargas migran alelectrodo correspondiente. Uno de los electrodos, el pos-terior, se constituye en electrodo recolector de cargas y sele acopla la matriz de TFTs antes citada. Cada uno de loselementos de esa matriz acta como un medidor de lacarga recogida justamente sobre l, que es esencialmen-te proporcional a la cantidad de radiacin que ha incididoen esa pequea rea del detector. En la figura 5 se ofreceun esquema de la estructura de un panel de selenio consus componentes bsicos.

Los paneles planos basados en el selenio amorfo son laforma ms directa de captura digital de imagen que seutiliza en la prctica actual. En la figura 6 se muestra un

modelo esquemtico de funcionamiento. Efectivamente,la interaccin de los rayos X da lugar a la aparicin localde cargas elctricas, que son inmediatamente medidastambin de forma local. Adems, se suele argumentar, elpropio campo elctrico encargado de recoger la carga, ysu propia distribucin, garantiza que dichas cargas no sedifunden lateralmente, lo que contribuye a la nitidez de laimagen y a un incremento de la resolucin espacial. Lalimitacin clsica que se atribuye a los detectores de sele-nio es una cierta remanencia de la imagen previamenteadquirida, asociada a la persistencia de cargas elctricasresiduales una vez ledo el detector. Esa remanencia plan-tea algunas dificultades para la obtencin de imgenesdinmicas y exige aplicar tcnicas de borrado de la ima-gen previa algo ms complejas que con otros materiales.

3.2.2 Paneles de silicioLos paneles de silicio amorfo utilizan como detector una

lmina fluorescente, de yoduro de cesio (CsI), de sales detierras raras o de otro material equivalente. Este tipo demateriales, bien conocidos por su empleo en intensificado-res de imagen, en pantallas de refuerzo y en otras aplica-ciones, emiten luz con gran eficiencia al absorber radiacinde rayos X. Por detrs del detector en s se coloca una capade silicio amorfo fotoconductor, cuya misin es transformarla luz producida en la lmina fluorescente en cargas elc-tricas. Tales cargas, del mismo modo que en el panel deselenio, son medidas localmente por cada uno de los TFTque constituyen la matriz electrnica activa, dando lugar aun valor, esencialmente proporcional a la cantidad deradiacin incidente. En la figura 7 se presenta un corte sim-plificado de un panel plano de silicio amorfo.

En la figura 8 se muestra un esquema del modo de funcio-namiento de esta clase de paneles. Como se ve, los panelesde silicio amorfo no producen carga elctrica directamente apartir de la interaccin de los rayos X con el detector, sino queutilizan una fase intermedia en la que la energa absorbida endicha interaccin se transforma en luz y, luego, sta en carga.Por ello suelen describirse como de deteccin indirecta.Evidentemente, ambos procesos tienen lugar dentro del pro-pio panel y son prcticamente instantneos, de modo quepara el usuario resultan en muchos aspectos equivalentes.

Figura 5. Estructura de un panel plano de selenio amorfo con sus componen-tes fundamentales.

Figura 6. Proceso esquemtico de adquisicin de imgenes radiogrficas en unpanel plano de selenio amorfo.

Figura 7. Estructura de un panel plano de silicio amorfo con sus componentesfundamentales.

Monogrfico: Radiologa Digital

51

Suelen indicarse como ventajas relativas de los sistemas desilicio amorfo su mayor eficiencia en la deteccin de laradiacin, as como su mejor adaptacin para la obtencinde imgenes dinmicas, por su rpida regeneracin; y,como desventaja, la existencia de ese paso intermedio que,adems, debido a la intervencin de fotones de luz, puededar lugar a fenmenos de difusin lateral que tienden a limi-tar la resolucin espacial del conjunto. Algunos fabricantesutilizan lminas estructuradas en columnas de pocas micrasde dimetro, apiladas lateralmente, para corregir en medi-da apreciable la dispersin lateral de la luz.

Cabe sealar que, en cualquier caso, que las ventajas y des-ventajas citadas para los paneles de silicio y de selenio estnfuertemente relacionadas con las dificultades muy considera-bles de su proceso de fabricacin. Siempre existe la dificultadde construir los paneles de tamao suficientemente grande ycon una tasa de fallos mnima en el detector y en la matriz deTFTs. Algunas empresas optan por tamaos no estndar o pororganizar mosaicos de dos o cuatro subpaneles adosados.

3.2.3 Procesamiento de la imagen obtenida conpaneles planos

Una vez obtenida la imagen digital que de manera direc-ta producen los paneles planos, sigue siendo necesario unprocesado de la imagen que, en lo esencial, sigue lamisma lgica y los mismos pasos descritos en el apartado3.1.3 para la radiografa computarizada. Aunque puedehaber ligeras diferencias en el tratamiento, no se abordanms detalladamente en esta presentacin general.

3.2.4 Ventajas de los sistemas de paneles planosAl margen de las diferencias tecnolgicas entre los

paneles de uno u otro tipo, cuyo desarrollo en los prximos

aos permitir establecer sobre bases ms fundadas laeventual superioridad de una u otra alternativa para dife-rentes aplicaciones, todos ellos presentan ventajas nota-bles que se discuten en lo que sigue:a) Los sistemas de panel plano producen una imagen

inmediata, sin procesos intermedios de revelado, de lec-tura ni de ningn otro tipo. Hacen desaparecer los cha-sis y, con ello, permite construir un entorno puramentedigital, reducen los tiempos muertos e incrementanpotencialmente el rendimiento de salas y equipos.

b) Permiten una reduccin de costes directos y de manipula-cin si conducen a la desaparicin ms o menos progresi-va de la pelcula como soporte de la imagen. Pero, comoen el caso de la radiografa computarizada, tal ahorro estms asociado al desarrollo de un sistema de procesa-miento, archivo, distribucin y visualizacin digital de lasimgenes que al proceso mismo de su adquisicin.

c) Suponen tambin una reduccin de dosis a los pacien-tes, en este caso ms real que en el de los fsforos foto-estimulables, dado que la eficiencia de los detectoresempleados s puede ser sensiblemente mayor que la delos sistemas convencionales.

d) Como en el caso de la radiografa computarizada, laclave reside en que la imagen obtenida es digital, contodas las ventajas que esto conlleva en cuanto a lasposibilidades de procesado, transmisin, archivo local yremoto, visualizacin, anotacin, etc. La separacinentre los procesos de adquisicin de las imgenes y losde su posterior archivo, transmisin y visualizacin siguesiendo la base para una optimizacin ms depuradade todos esos procesos.

e) En cuanto a la calidad obtenida, los sistemas de panelplano compiten muy ventajosamente. Es cierto que enalgunos aspectos, por ejemplo en lo relativo a la resolucinespacial, siguen sin alcanzar los altos valores tericos de lapelcula convencional; pero, an as, en otros muchos y enel conjunto global, son capaces de producir imgenes decalidad muy apreciable, mucho ms estable y con posibi-lidades muy grandes de adaptacin a cada necesidadconcreta. En particular, su resolucin de contraste es muysuperior a la de los sistemas convencionales.

3.2.5 Limitaciones de los sistemas de paneles planosAl igual que en el caso de la radiografa computariza-

da, los sistemas de paneles planos plantean algunosinconvenientes o limitaciones que deben tenerse en cuen-ta. Entre ellos cabe citar los siguientes:a) La limitacin tcnica ms frecuentemente citada se aso-

cia a la resolucin espacial. La matriz de TFTs no puedeconstruirse con elementos demasiado pequeos, pormotivos que tienen que ver con la dificultad intrnseca defabricacin, pero tambin con el factor de llenado, esdecir, con la necesidad de reservar un espacio para laelectrnica del sistema, y con la prdida de eficienciarelativa para elementos de tamao mnimo.

Figura 8. Proceso esquemtico de adquisicin de imgenes radiogrficas en unpanel plano de silicio amorfo.

Monogrfico: Radiologa Digital

52

b) La posible degradacin del panel, de un costo muy ele-vado, es tambin un aspecto a considerar. La decisinsobre que grado de deterioro, y en que plazos, resultaaceptable no es un tema balad.

c) Tambin los paneles planos pueden dar lugar a artefactosespecficos que afecten a la calidad de la imagen. Apartede la posible aparicin de elementos fuera de servicio enla matriz, problemas como los de la remanencia citadosms arriba u otros pueden precisar atencin.

d) El elevado costo de los paneles y la necesidad de podersituar uno en cada punto donde sea preciso adquiriruna imagen es, evidentemente, no una limitacin tc-nica pero s un argumento que complica la decisin deoptar por este tipo de soluciones.

4. CALIDAD DE IMAGEN Se ha comentado que la calidad de la imagen digital

puede ser comparable, mejor en algunos aspectos y mslimitada en otros, en comparacin con la imagen analgicaconvencional. Presenta, en cualquier caso, algunos aspectosdiferenciales. El anlisis de las imgenes radiolgicas es unasunto muy complejo y resulta difcil expresarlo en trminossimples. Para comparar sistemas, es necesario, sin embargo,tratar de objetivar algunos de sus elementos. Un conjunto decaractersticas clsicas que han servido para definir objetiva-mente un sistema de imagen son las siguientes:

- Resolucin espacial- Contraste (o resolucin de contraste)- RuidoA ellas se suele aadir una funcin adicional:- Eficiencia de deteccin cuntica (DQE)

4.1 RESOLUCIN ESPACIALEs una medida de la capacidad del sistema para repre-

sentar en la imagen detalles finos del objeto, como sonestructuras de pequeo tamao o bordes ntidos.Naturalmente depende del contraste de dichas estructuraso bordes y suele expresarse como una funcin, llamadafuncin de transferencia de modulacin (MTF), que da,para cada frecuencia espacial, la relacin de contrasteentre la imagen y el objeto original.

En la figura 9 se muestra el aspecto tpico de la MTF parauna combinacin convencional pelcula-pantalla y para unsistema digital. Como se ve, ambas curvas tienen una formadiferente. En el sistema convencional para radiologa gene-ral, la MTF va reduciendo su valor progresivamente con la fre-cuencia, de modo que alcanza un valor de 0,02 para unafrecuencia del orden de 5 pares de lneas (ciclos) por mil-metro. En el sistema digital, la MTF cae bruscamente a partirde una frecuencia de corte, por ejemplo, de 2,5 pl/mm, ode 3,5 pl/mm, determinada por la frecuencia de muestreodel lser o de la matriz de TFTs. Sin embargo, hasta alcanzarese valor es ms alta, es decir, para frecuencias muy intere-santes en radiologa, de entre 1 pl/mm y 2 pl/mm, ofrece unmejor rendimiento en trminos de imagen.

Hay que notar que la deteccin de objetos ms pequeosque el lmite de corte es posible en sistemas digitales, aun-que no lo sea la definicin de sus bordes o la separacin degrupos de tales objetos muy prximos entre s. En este senti-do, la resolucin en sistemas digitales tiene caractersticasalgo distintas de la que ofrecen los convencionales, con ven-tajas e inconvenientes segn las aplicaciones.

4.2 CONTRASTELa capacidad de distinguir estructuras de similar grado

de atenuacin para los rayos X puede expresarse como elporcentaje de contraste entre ellas que es posible distin-guir en la imagen. En este punto, los sistemas digitales tie-nen ventajas indiscutibles.

En los convencionales, el contraste entre estructuras vienedeterminado de manera definitiva por la tcnica empleada,la pelcula seleccionada y el proceso de revelado. Una vezprocesada la pelcula nada puede hacerse para mejorar loscontrastes. En los digitales, la linealidad del detector en unamplio intervalo de niveles de exposicin permite la presen-cia de microcontrastes continuos a lo largo de todo ese inter-valo. Como la visualizacin de la imagen est fsicamenteseparada de la adquisicin, la imagen que aparece en elmonitor o en una copia a placa tendr unas ciertas caracte-rsticas de contraste que, en un determinado modo de pre-sentacin pueden ser similares a las de la pelcula conven-cional. Pero siempre existe la posibilidad de actuar sobre laanchura y el nivel de ventana para desplegar contrastes loca-les mucho mayores aunque sea preciso para ello utilizar tc-nicas de postprocesado ms o menos automticas.

4.3 RUIDO DE LA IMAGENUn objeto uniforme no produce una imagen completa-

mente plana. En ella aparecen unas ciertas variaciones ale-atorias de intensidad como consecuencia de la variacinestadstica en el nmero de fotones que llegan al receptory tambin por el propio comportamiento de ste y de laeventual electrnica asociada (en sistemas digitales). Tal cir-cunstancia se describe como ruido de la imagen.

Figura 9. Comportamiento de la funcin de transferencia de modulacin(MTF) para un sistema convencional de pelcula-pantalla y para un detectordigital con 5 pxel//mm

Monogrfico: Radiologa Digital

53

En las aplicaciones convencionales, el ruido correspon-diente al sistema de imagen est muy asociado en laprctica a las caractersticas propias de la pelcula, de lapantalla de refuerzo y del proceso de revelado. Para los sis-temas digitales, dada su latitud mucho ms amplia, en laformacin del ruido no slo intervienen los factores aso-ciados al propio sistema de imagen sino tambin la inten-sidad de la seal. Efectivamente, es posible adquirir im-genes con dosis muy pequeas a costa de incrementar elruido de manera apreciable. O, por el contrario, cabereducir drsticamente el ruido a base de aumentar ladosis. La variacin del ruido con la intensidad de la sealse convierte as en un factor fundamental de la calidad deimagen.

4.4 EFICIENCIA DE DETECCIN CUNTICA (DQE)Aunque en los prrafos anteriores se han presentado

por separado, los parmetros de resolucin espacial, con-traste y ruido estn relacionados entre s. Un mayor ruidodificulta la posibilidad de desplegar contrastes; y unareduccin del contraste afecta a la resolucin espacial.Precisamente por la interaccin entre resolucin, contrastey ruido, resulta conveniente hacer uso de una funcin, laeficiencia de deteccin cuntica (DQE), que de algunamanera incluye a todos ellos. Al margen de definicionesformales, la DQE de un sistema de imagen, sea del tipoque sea, puede verse como una medida de la proporcinen que dicho sistema preserva a su salida la relacin entreseal y ruido que hay a la entrada.

Dicho de otra manera, la DQE es una medida de lo efi-ciente que es un sistema para recoger la informacin quetransporta el haz de rayos X incidente. La DQE es una fun-cin que depende de la frecuencia espacial de la infor-macin y de la intensidad de sta (es decir, de la dosis). LaDQE es un parmetro clave en radiologa digital y, muy enparticular, en su comparacin con las caractersticas de laradiologa analgica convencional con pelcula.

Aunque las comparaciones son difciles de llevar a caboy dependen de cada sistema concreto, algunas cuestionespueden adelantarse, con algunas reservas. En general lossistemas de paneles planos muestran una eficienciamayor en un rango amplio de exposiciones y frecuencias.En la figura 10 se compara la relacin seal-ruido de unpanel plano, de un sistema CR y de una pareja de combi-naciones pelcula-pantalla. Cabe resear la mayor aproxi-macin del primero a la situacin ideal y el carcter limi-tado de los otros. Los sistemas de fsforos fotoestimulablessuelen tener una DQE ms prxima a la de las pelculasconvencionales, sin duda mayor fuera del intervalo de uti-lizacin de estas ltimas, pero no necesariamente superiordentro de dicho intervalo.

La relacin seal-ruido depende de la dosis utilizada.Ello hace que en los sistemas digitales sea posible mejorarla imagen, a base de reducir el ruido, con la condicin deaumentar la seal, esto es, de aumentar la dosis.

Ciertamente, tal situacin sera similar en los sistemas depelcula-pantalla si no fuera porque la propia latitud destos impide aumentar en la prctica las exposiciones. Talcircunstancia debe tenerse en cuenta puesto que, en lossistemas digitales, va a resultar mucho ms crtico el com-promiso entre dosis y calidad de imagen.

5. BIBLIOGRAFA [1] J.A. Seibert, L.J. Filipow, K.P. Andriole. Practical digi-

tal imaging and PACS. American Association ofPhysicists in Medicine. Medical Physics Monograph No.25 (1999).

[2] G. D. Frey, P. Sprawls. The expanding role of medi-cal physics in diagnostic imaging. AmericanAssociation of Physicists in Medicine. Proccedings of the1997 summer school.

[3] T.M. Bogucki, D.P. Trauernicht. Characteristics of a sto-rage phosphor system for medical imaging. Technicaland scientific monograph No. 6. Kodak HealthSciences 1995.

[4] P. Vuylsteke, E. Schoeters Image processing incomputed radiography. Computerized tomographyfor industrial applications and image processing inradiology. DGZfP Proceedings BB 67-CD Paper 16. 1999

[5] J.A. Seibert Physics of computed radiography.RSNA refresher course 121. 1996

[6] J.A. Rowlands. Digital alternatives to screen-film tech-niques. RSNA refresher course 626. 1996

[7] Sociedad Espaola de Fsica Mdica. Curso sobreRadiologa Digital. Ed. I. Hernando, M. Alonso. SEFM,2002

Figura 10. Comparacin de la respuesta de un detector plano, un CR y unapareja de combinaciones pelcula-pantalla expresada en trminos de la relacinseal-suido en funcin de la intensidad de la seal que llega al detector. La lnearecta corresponde a un detector ideal con DQE= 100%. Se observa que los sis-temas pelcula-pantalla pueden tener un comportamiento incluso mejor que losCR pero slo en un intervalo estrecho de exposiciones.