Radiografía Computarizada y Radiografía Digital PDF

Monográfico: Radiología Digital La Radiología Digital: Adquisición de imágenes C. Fernando M...

Monográfico: Radiología Digital La Radiología Digital: Adquisición de imágenes C. Fernando Mugarra González. Doctor en Ciencias Físicas. Radiofísico Hospitalario. Profesor Titular de Electrónica. Departamento de Ingeniería Electrónica. Univesidad de Valencia. E-mail: [email protected] Miguel Chavarría Díaz. Servicio de Radiodiagnóstico. Hospital Universitario la Fe y Departamento de Informática. Universidad de Valencia. INTRODUCCIÓN se obtiene es digital: TAC, RMI y Ecógrafos, también se El término radiología digital se utiliza para denominar a podría incluir en esta lista los equipos vasculares digitales. la radiología que obtiene imágenes directamente en for- El TAC utiliza un fino haz de RX que barre en rodajas o mato digital sin haber pasado previamente por obtener la en hélice la zona del paciente a explorar. El haz que logra imagen en una placa de película radiológica. La imagen atravesar el paciente es detectado por unos sensores cuya es un fichero en la memoria de un ordenador o de un sis- señale recoge, una vez digitalizada y convertida en un tema que es capaz de enviarlo a través de una red a un número en un ordenador. Estos datos y diversos algoritmos servidor para su almacenamiento y uso posterior. Por el matemáticos permiten obtener las imágenes digitales de contrario la radiología analógica utiliza para obtener imá- cortes de la zona explorada y si se tiene el software ade- genes un chasis con cartulinas de refuerzo y película radio- cuado reconstrucciones 3D de dicha zona. lógica o si es radiología en tiempo real un intensificador La RMI (Imágenes por Resonancia Magnética) utiliza un de imágenes que se visualizan en un monitor a la vez que campo magnético constante muy intenso en el cual se se están obteniendo. coloca la zona del paciente a explorar. Diversos gradientes La radiología analógica ha demostrado a lo largo de en el campo magnético según cada uno de los ejes coor- más de diez décadas que es un sistema fiable y que con denados, combinado con una secuencia de pulsos de él se obtienen imágenes diagnósticas de gran calidad. A radio frecuencia de valor adecuado, darán lugar a que pesar de ello todo apunta a que sus días están contados y desde la zona en exploración se emitan señales de radio- que la radiología digital va ir sustituyendo paulatinamen- frecuencia de diferentes frecuencias y fases. El ordenador te a la radiología analógica. Este cambio es muy impor- que gobierna el equipo, analiza estas señales y obtiene tante y tiene múltiples aspectos a contemplar. las imágenes de los cortes de la zona Los Ecógrafos utilizan pulsos de ultrasonidos que se apli- can en la zona del paciente que se está explorando. Los ecos de estos pulsos servirán para formar las imágenes en el ordenador que controla el sistema. Los equipos vasculares digitales se desarrollaron funda- mentalmente para obtener imágenes de vasos sanguíne- os en las cuales se elimina de la imagen el entorno que puede entorpecer la visibilidad de estos vasos. Esta técnica tiene precedentes en la radiografía analógica, pero la potencia de los equipos vasculares actuales es fantástica. En el Servicio de Medicina Nuclear el equipo básico que se usa para obtener imágenes diagnósticas es la gamma- cámara. Las gammacámaras obtienen imágenes de la zona del paciente que se desea explorar, detectando foto- nes gamma que emitirá dicha zona, después que el Figura 1. Imagen de un tórax obtenida en un equipo de RX analógico paciente haya incorporado a su organismo un radiofár- maco que le han suministrado en dicho Servicio Médico. Hace bastantes años que en los Servicios de Radiología Las primeras gammacámaras suministraban imágenes de los Hospitales españoles entraron sistemas de obten- analógicas pero la evolución tecnológica de estos equipos 33 ción de imágenes diagnósticas en los que la imagen que ha dado como resultado que las imágenes que obtienen  Monográfico: Radiología Digital los equipos actuales son digitales. Otros equipos de diag- Carga Acoplada (CCD: Charge Coupled Device), y los siste- nóstico más avanzados, que se utilizan en los servicios de mas basados en detectores de panel plano (FPD: Flat Medicina Nuclear, como son el SPECT y el PET, sus imáge- Panel Detector). Por último dada su importancia se tratará nes han sido siempre digitales. el tema de los equipos de mamografía digital. Las imágenes que se obtenían, y se obtienen, en todos estos sistemas estaban en la memoria de un ordenador en formato digital y se podían visualizar en monitores ade- RADIOLOGÍA DIGITAL INDIRECTA cuados, no obstante en muchos casos el informe diagnós- tico se hacia en los clásicos negatoscopios visualizando al RADIOLOGÍA COMPUTARIZADA (CR) trasluz copias impresas de las imágenes digitales, esta CR es un tipo de radiología digital con más de dos déca- situación persiste en gran parte de los Servicios de das de antigüedad que en los últimos años su implanta- Radiodiagnóstico. Las copias impresas se realizaban, y se ción ha tenido un gran auge. El nombre es un término realizan, sobre soportes similares a las placas de la radio- comercial tras el cual hay un sistema tecnológico, como se logía analógica y su aspecto es idéntico. verá no excesivamente complejo, que suministran dife- Esta situación parece que va ha cambiar. ¿Por qué?, rentes fabricantes. pues por la irrupción de los PACS, que son sistemas de Para obtener un sistema CR basta sustituir en un equipo archivo y comunicación de imágenes médicas, y las esta- de RX convencional, el chasis radiológico de película foto- ciones de Visualización y Diagnóstico que acompañan a la gráfica con sus cartulinas de refuerzo, por un chasis que llegada de la Radiología Digital. Este hecho va a revolu- tiene en su interior una lámina de un fósforo foto-estimu- cionar todo el ámbito del Diagnóstico por la Imagen, y por lable, El equipo se ha de completar con un lector del lo que es fácil de suponer esta revolución va a tener nuevo tipo de chasis e impresoras adecuadas conectadas muchas implicaciones en todo el ámbito Hospitalario y al lector de chasis. Haría falta hablar de otros elementos extrahospitalario a través del RIS, sistema de información que mejoran y complementan el sistema pero eso se radiológico, HIS, sistema de información hospitalario, y el expondrá posteriormente. gran desarrollo de Internet. El fósforo de la cartulina CR, a diferencia de los fósforos No todo lo que trae una renovación tecnológica tiene de las cartulinas de refuerzo de los chasis de la radiología que ser positivo en sí, y si bien habrá que ser valientes y analógica, no emite instantáneamente la mayor parte de decididos para afrontar el reto que plantea esta nueva tec- la energía que el haz de RX le depositó al interaccionar nología, también habrá que ser prudentes y sensatos para con él, si no que la almacena durante cierto tiempo y hay no cometer fallos que después son difíciles de arreglar, que estimularlo para que la emita antes de que decaiga sobre todo teniendo en cuenta las implicaciones econó- de forma espontánea. La razón de ello es que el fósforo micas que tienen los cambios de equipamiento tecnológi- de estas placas suele ser una mezcla de fluorohaluros de co de una instalación sanitaria. Dicho esto es evidente que bario activados con impurezas de europio. un conocimiento más profundo de estos nuevos sistemas Cuando se realiza un disparo de RX sobre una de estas puede y debe ayudar a un mejor análisis y valoración de placas de fósforo, el haz de RX interacciona con el mate- los mismos. rial del fósforo, libera electrones de los átomos de las Este artículo trata de explicar las principales característi- impurezas. Esto equivale a que pasen electrones desde los cas de los diferentes sistemas de adquisición de imágenes niveles energéticos de la banda de valencia a los niveles que actualmente ofertan las casas fabricantes de los equi- energéticos de la banda de conducción, una vez en la pos de Radiología Digital. banda de conducción muchos de estos electrones son Antes de entrar en el tema hay que aclarar que bajo el atrapados por estados energéticos ligeramente por deba- término de radiología digital se incluyen sistemas de jo de la energía mínima de la banda de conducción y en adquisición de imágenes en los que el proceso físico que ellos quedan retenidos con una vida media de días. Si se realiza para obtener la imagen digital es muy diferen- queremos liberarlos antes de que decaigan de por sí, al te de unos a otros. Para mayor claridad se seguirá la clasi- cabo de días, hay que bombardear el fósforo con un haz ficación más habitual: agrupar los diferentes sistemas de de fotones, de energía adecuada, que los devuelva a la radiología digital en dos tipos, y dentro de cada tipo se banda de conducción y queden libres en la estructura. aclarará las diferencias, si son tecnológica o físicamente Una vez libres en la banda de conducción pueden decaer significativas, entre equipos de diferentes fabricantes. a la banda de valencia emitiendo luz visible. Este proceso Los dos tipos de radiología digital a los que se hace refe- se produce cuando los electrones libres en la banda de rencia son: radiología digital indirecta (IR: Indirect conducción son capturados por átomos de impurezas de Radiography) o radiología computarizada (CR: Computed europio que hubieran soltado previamente un electrón Radiography), y radiología digital directa (DR: Direct por la acción de los RX (fig. 2). Radiography). En este último tipo existen dos grandes gru- El chasis CR una vez irradiado almacena una informa- 34 pos: los sistemas basados en sensores de Dispositivo de ción que se lee en equipos especiales que convierten  Monográfico: Radiología Digital Figura 2. Proceso físico de irradiación y lectura de una placa CR. dicha información en una imagen digital. Antes de su pro- cesado en el equipo de lectura, la placa CR contiene una imagen latente que recuerda a la imagen latente que Figura 4. Equipo de lectura contiene una placa radiológica analógica que acaba de de placas CR ser irradiada y no ha sido aún revelada. de la casa comercial AGFA. El equipo de lectura del chasis CR es similar a una reve- ladora luz-día de los chasis de la radiología analógica. Una Un detalle importante que se ha de resaltar es que en vez que el chasis está dentro del equipo de lectura este el haz de luz que llega al tubo fotomultiplicador se ha eli- extrae la placa de fósforo, la pone en un sistema de arras- minado, mediante un filtro, la banda espectral del rojo tre por rodillos y barre cada línea horizontal de la placa para eliminar en dicha señal la luz procedente del láser. Si con un haz de luz láser en la banda energética del rojo. no se excluye dicha banda del espectro de la luz que lee La luz láser roja es la excitación adecuada para que el fós- el tubo fotomultiplicador, se estaría añadiendo ruido de foro emita la energía acumulada, en la irradiación con RX, fondo a la señal que se recoge de la placa de fósforo. en forma de fotones de luz visible en el intervalo de ener- El proceso de trabajo que se realiza con CR es similar al gías del azul al verde. Una guía de luz de fibra óptica, de la radiología analógica si una vez obtenida la imagen recoge gran parte de la luz que está emitiendo la placa esta se imprime directamente y no se almacena en el de fósforo, la lleva a un tubo fotomultiplicador (fig. 3) y PACS. Este hecho ha potenciado la introducción de este sis- este convierte la luz en una señal eléctrica. Un conversor tema de radiología digital en los servicios de radiodiag- analógico digital transforma la señal eléctrica en un nóstico. La introducción de este sistema deja preparado el número. servicio de radiodiagnóstico para la posterior implantación de un PACS, si no se realizó a la vez que se instaló la CR. Un aspecto importante a tener en cuenta en el uso de este sistema de imagen es que el rango dinámico del fós- foro es casi de cinco órdenes de magnitud de exposición a la radiación, frente a los menos de dos en los sistemas de radiología analógica. Una placa radiológica obtenida por un disparo de RX en un sistema de radiología analógica puede dar lugar a una imagen que esté un poco clara o un poco oscura si ha fal- tado o sobrado dosis de radiación en el disparo realizado, respectivamente. Este problema que es una de las causas Figura 3. Lectura de la placa CR por activación con luz láser. habituales de repetición de placas es muy difícil que se dé en CR dado el amplio margen dinámico que posee. Como se acaba de citar, el rango dinámico tan amplio El proceso repetido para cada punto de cada línea de de la CR es muy útil pero se puede convertir en uno de sus la placa, da una serie de números que formarán la ima- mayores problemas. La causa es que los operadores del gen digital, donde cada número dará un nivel de gris del equipo con chasis CR saben, o deberían saberlo, que el punto de la placa correspondiente. La imagen obtenida, ruido en la imagen, principalmente moteado radiológico, una vez aceptada, se puede imprimir o si el servicio dis- aumenta si el número de fotones que llega a cada punto pone de PACS puede simplemente enviarse al PACS para del panel de fósforo, lo que luego va ser un píxel, es bajo. su almacenamiento y posterior informe. Una vez leída la Pocos fotones por píxel dan una baja relación señal/ruido lámina de fósforo, se borra mediante el barrido de la La relación señal/ruido mejora si se aumenta el número placa por un intenso haz de luz blanca, tras lo cual de fotones que se recoge en cada píxel. queda disponible para un nuevo uso una vez devuelta al Ante esta situación el operador, para garantizar una alta 35 chasis (fig. 4). calidad en la relación señal/ruido, aumenta la carga del  Monográfico: Radiología Digital disparo de RX. La relación señal/ruido ha mejorado mucho la matriz puede contener 2048 x 2048 elementos y las pero la dosis de radiación al paciente también y eso hay imágenes que obtiene serán de 4 Mega pixels de resolu- que impedirlo a toda costa. Hay que obtener una buena ción. Esta resolución va en aumento pues ya se ofertan calidad de imagen pero no se debe subir la dosis al cámaras fotográficas digitales con sensor CCD de 6 Mega paciente para mejorar excesivamente la relación pixels. señal/ruido. El problema expuesto pone de manifiesto que los equi- pos con CR deben de llevar incorporado un sistema de exposímetro automático. Este sistema corta el disparo de RX cuando la dosis de radiación que llega al sistema de imagen alcanza el nivel que se considera adecuado, lo cual incluye una adecuada relación señal/ruido y una Figura 5. dosis al paciente moderada, por supuesto siempre por Pequeño sensor CCD de una debajo de los estándares que marcan la legislación y los cámara fotográfica digital. protocolos de protección radiológica y de garantía de cali- dad en RX. Cuando los fotones de luz visible interaccionan con un Cuando se dispone de chasis de CR en un servicio de elemento de la matriz del sensor CCD, en el elemento se radiología es habitual realizar los estudios radiológicos con liberan electrones y estos quedan atrapados en el mismo estos chasis a los pacientes que no se pueden desplazar ya que actúa como un condensador eléctrico. La razón hasta el servicio de radiodiagnóstico y hay que hacerles el estriba en que hay barreras de potencial eléctrico entre los estudio con un equipo portátil. La razón de usar siempre diferentes elementos, que impiden la migración de la los chasis de CR es que se garantiza que no habrá que vol- carga entre elementos. La lectura posterior de la carga ver a repetir la placa por muy clara o muy oscura. Los equi- almacenada en cada elemento y su conversión a un valor pos portátiles no disponen de exposímetro automático, digital es el proceso que permite obtener una imagen por tanto que el disparo no imparta una dosis excesiva al digital con estos sensores. paciente dependerá de la formación y actitud del opera- La lectura de la carga almacenada en los diferentes ele- dor de RX que realiza el disparo. mentos de la matriz del sensor CCD al obtener una ima- Esta cuestión y un buen control de los exposímetros gen, se realiza de una forma muy peculiar ya que no se automáticos es un tema de responsabilidad del personal accede directamente a cada elemento para medir la de protección radiológica que llevan a cabo el programa carga almacenada. Si la descarga de cada elemento se de garantía de calidad de las instalaciones de RX, pero hiciera por acceso directo desde el exterior hasta cada ele- una buena formación de los operadores de la instalación mento, el cableado necesario para ello sería excesivo, es tan importante o más, y jamás se podrá conseguir con- baste pensar en el cableado que requeriría un CCD de 1 trolar totalmente este problema si los operadores de estos Mega pixels. equipos no tienen clara su importancia. El método de lectura se basa en medir la carga del ele- Antes de concluir con este tipo de radiología digital se mento que está en un extremo de la última fila, p.e. el ha de mencionar que la imagen que obtiene el equipo del extremo izquierdo (fig. 6) lectura del chasis CR no es tal cual la imagen que nos muestra para su aceptación. La imagen digital que se obtiene tras la lectura sufre una serie de procesamientos digitales mediante diversos algoritmos matemáticos, pro- cesamientos digitales que eliminan imperfecciones del proceso de lectura de la placa, eliminan artefactos o fallos en la lectura de líneas, y que también mejoran la calidad de la imagen. RADIOLOGÍA DIGITAL DIRECTA SISTEMA BASADOS EN SENSORES CCD. Un sensor CCD es el dispositivo que capta las imágenes Figura 6. Proceso de lectura de un CCD por transferencia de carga. en las cámaras y las videocámaras digitales actuales. Un sensor CCD es un circuito integrado que contiene en una Una vez leído un píxel se desplaza la carga de cada uno cara una matriz de elementos sensibles a la luz visible (fig. de los elementos del resto de esta fila a su elemento de la 36 5). Para un tamaño de la matriz sensible de 2,5 x 2,5 cm izquierda y se vuelve a leer la carga del elemento del  Monográfico: Radiología Digital extremo izquierdo. El proceso se repite tantas veces como lente calidad. Un ejemplo de ello puede ser el de las biop- elementos hay en la fila, con ello se completa la lectura sias en mamografía donde el campo a visualizar puede de la carga acumulada en cada uno de los elementos de ser de tan solo 5 x 5 cm. Este método no es aplicable direc- la última fila. Una vez leída la última fila, se transfiere la tamente a la obtención de imágenes de tamaños mucho carga de los elementos del resto de filas al elemento con- más grandes, p.e. imágenes de tórax donde el campo es tiguo de la fila que tiene debajo, transferencia por colum- de 35 x 43 cm., ya que la relación de superficies: campo nas (fig.7). a visualizar y superficie del CCD es muy grande y la calidad de la imagen resultante no es aceptable. La mejora en el acoplamiento óptico de los paneles centelleadores que detectan los fotones de RX y los con- vierten en fotones de luz visible, y los mosaicos de células CCD sensibles a la luz visible, están abriendo un campo de grandes posibilidades en la radiología digital. Dada la gran resolución espacial que se puede conseguir con estos sensores, superior a 10 pares de líneas por mm. DETECTORES DE PANEL PLANO Estos detectores son más conocidos con el nombre genérico de flat panel (FP) o también flat panel detector Figura 7. Transferencia de carga entre píxeles. (FPD). El desarrollo tecnológico ha logrado un control muy pre- ciso de las técnicas de deposición de sustancias semicon- Se repite el proceso de la lectura de la última fila y con ductoras sobre extensas áreas de un substrato. Un campo ello se ha leído la penúltima fila del sensor CCD. Si se ha de aplicación de estas técnicas es la denominada tecno- entendido el proceso de lectura de estas dos filas, el méto- logía de matriz activa, y un ejemplo de ello son las pan- do para leer el resto de las filas es muy fácil de imaginar. tallas planas de ordenador tipo TFT. Este avance tecnoló- La introducción de los sensores CCD en los equipos de gico se ha utilizado para desarrollar nuevos sistemas detec- radiodiagnóstico tuvo lugar a través de la fluoroscopia y el tores de RX que permiten obtener imágenes digitales tras- cine-radiografía: la salida del intensificador de imagen se curridos tan sólo unos segundos desde la realización del acopla óptimamente al sensor CCD mediante lentes y disparo de RX y sin tener que manipular ningún chasis. El fibra óptica. La secuencia de imágenes que se obtiene es detector cuando recibe un disparo de RX genera una digital y de muy alta calidad. secuencia de datos numéricos que trasferirá al ordenador En imagen radiológica de pequeña superficie su aplica- que controla el equipo. El detector obtiene directamente ción puede ser fácil como es el caso de la radiología den- una imagen en formato digital. (fig. 8) tal. Una placa intensificadora delante y en contacto con la cara activa del CCD hace de conversor fotónico: por cada fotón de RX que interacciona con la placa intensificadora esta emite un buen número de fotones del espectro visi- ble a los cuales es muy sensible los elementos del CCD. El proceso se puede llevar a cabo con un alto índice de ren- dimiento dado su buen acoplo óptico. Este tipo de uso del CCD se puede hacer extensivo a la obtención de imágenes radiológicas si el campo que se trata de visualizar no es de una superficie mucho más Figura 8. Detector indirecto de panel plano de la casa comercial G.E. extensa que la del CCD. El equipo que se utiliza es una ligera modificación del mencionado para la radiología La estructura interna de estos detectores es parecida al dental: una placa intensificadora del tamaño del campo a de las pantallas TFT pero con una diferencia importante: visualizar sufre la interacción del haz de RX y emite varios las pantallas TFT usan la matriz activa para mostrar en ella fotones de luz visible por cada fotón de RX que interaccio- una imagen que está en formato digital en el ordenador. nó con la placa. Un bloque de fibra óptica acoplado a Los detectores de panel plano recogen información del toda la superficie de la otra cara de la placa intensificado- disparo de RX a través de una matriz activa, la digitalizan ra recoge la luz y la traslada, estrechándose por el cami- y el ordenador almacena el fichero de los datos recibidos no, a la superficie del CCD. Si la proporción entre ambas desde el detector: la imagen digital. superficies no es muy elevada la luz que recoge el CCD Existen dos sistemas bastante diferentes de equipos de 37 puede ser suficiente para obtener una imagen de exce- radiología digital de panel plano: los sistemas de panel  Monográfico: Radiología Digital plano de detección indirecta y los sistemas de panel plano cenando en el condensador del píxel, hasta que arranca de detección directa. el proceso de lectura al finalizar el disparo de RX (fig. 9). Los de detección indirecta convierten los fotones de RX Algunos de estos sistemas utilizan centelladores basados en fotones de luz visible y estos los convertirán en carga en tierras raras, oxisulfitos de gadolinio. Para conseguir con eléctrica que es lo que la matriz activa convertirá en un estos centelladores un rendimiento de detección de los número en el proceso de descarga. Los de detección fotones de RX aceptable, estos deben de tener un espesor directa convierten directamente los fotones de RX en mínimo ya que mientras que en los chasis de la radiología carga eléctrica, el resto es muy similar a los de detección analógica se puede ubicar una placa de centellador a indirecta. Ambos sistemas convierten los fotones de RX cada lado de la película fotográfica, en el panel plano que han interaccionado en la zona de detección de un sólo se puede colocar una lámina de centellador entre el píxel en una carga eléctrica almacenada en el elemento haz de RX y la matriz activa. de la matriz activa correspondiente a dicho píxel. Si se incrementa el espesor del centellador aumenta el La lectura de la carga almacenada en cada píxel de la rendimiento de detección de fotones de RX pero por con- matriz activa durante un disparo de RX se inicia inmedia- tra se pierde resolución espacial. Los fotones de luz se pro- tamente después que el equipo corta el haz de RX. El ducen y se dispersan a partir del punto del centellador en acceso a cada píxel de la matriz activa no se hace por que interaccionó el fotón de RX. Si el punto de interacción cableado directo al mismo si no activando dos líneas de está próximo a la superficie de entrada al centellador dará señal control: una de la fila del píxel y la otra la de la lugar a un haz de fotones de luz que llegarán a un mayor columna del píxel, pero en este proceso, a diferencia del número de píxeles de la matriz activa que si interacciona que se menciono para los detectores CCD, la carga no va en un punto próximo a la otra cara del centellador. Este a llegar al exterior pasando por otros píxeles de la matriz problema se agrava aumentando el espesor del centella- activa si no que la línea de la columna que se ha activa- dor. do conecta un solo píxel, a través de un multiplexor, con Los parámetros: rendimiento de detección y resolución el conversor analógico-digital. Éste convierte la carga espacial, son esenciales para la calidad de la imagen, por almacenada en un número que será el nivel de gris que tanto hay que buscar un espesor de centellador que man- se asigna al píxel. El píxel que se lee cada vez es el de la tenga un equilibrio entre ambos, y se obtenga una cali- intersección de la fila y la columna que se ha activado. dad de imagen adecuada. Una mejora apreciable de la La diferencia entre el sistema panel plano de lectura situación la han obtenido algunos fabricantes de este tipo indirecta y el sistema panel plano de lectura directa pare- de sistemas cambiando el centellador e introduciendo las ce mínima pero tiene su importancia y se debe analizar. agujas de ICs (Yoduro de Cesio) como centellador. (fig. 10) DETECTOR INDIRECTO DE PANEL PLANO El detector indirecto de panel plano posee una matriz activa cuyos elementos son sensibles a los fotones de luz visible. Los fotones de RX interaccionan con un centellador que se ubica delante de la matriz activa y que produce múltiples fotones de luz visible por cada fotón de RX que interacciona con el. La luz se convierte en carga eléctrica mediante un fotodiodo de silicio amorfo que existe en cada elemento de la matriz activa, esta carga se va alma- Figura 10. Estructura interna del panel plano de la figura 8. El panel consta de 3000x3000 píxeles. Las agujas de ICs además de ser un centellador de ren- dimiento de interacción con los fotones de RX aceptable, una vez que los fotones de luz se han producido en ellas tras la interacción del fotón de RX, se comportan como guías de luz y evitan la dispersión tan fuerte que se pro- ducía en las placas intensificadoras normales. Los flat panel indirectos con centellador de ICs logran tamaños de píxel de tan sólo 100 _m de lado. Este tama- ño de píxel fija la resolución espacial del sistema en 5 38 pares de líneas por milímetro. A mayor número de líneas Figura 9. Procesos físicos en los paneles planos indirectos y directos por milímetro más calidad de imagen.  Monográfico: Radiología Digital Otro aspecto a tener en cuenta en estos sistemas es el inferior donde son recogidos por el condensador del píxel dominado factor de llenado (fill factor). El factor de llena- sobre el cual físicamente estaban. do es la proporción de la superficie del píxel que es útil El campo eléctrico va servir para que la carga producida para recoger señal. En una esquina del píxel se ha de colo- en cualquier interacción de un fotón de RX se recoja exac- car la electrónica que permite la transferencia de la carga tamente en el píxel sobre el cual está ubicado el punto del acumulada en él durante el disparo. Cuanto mayor sea aSe en el cual se produjo la interacción, y además esta zona menor será el fill factor y menor el rendimiento mediante ajuste adecuado de este campo eléctrico se de detección. La electrónica que controla la transferencia puede conseguir un fill factor efectivo mejor que en los de carga desde el píxel es un transistor que actúa de inte- flan panel de detección indirecta. Los huecos los podemos rruptor (fig 11). guiar mediante el campo eléctrico. El selenio amorfo tiene de número atómico (Z) de 34. Éste valor no muy alto de Z del aSe es la causa de que su rendimiento de interacción con los RX no sea muy alto, el rendimiento de interacción con los RX de un material es proporcional a su Z. Para compensar este problema se usa un capa de aSe más gruesa con lo cual se consiguen ren- dimientos de interacción muy aceptables. Mayor espesor de detector da lugar a mayor rendimiento de interacción. Figura 11. Factor de llenado (Fill factor). DETECTOR DIRECTO DE PANEL PLANO El flat panel de detector directo convierte los fotones de RX que interaccionan con él directamente en carga eléc- Figura 13. Esquema de funcionamiento en un panel plano directo de Selenio amorfo. trica que se almacena en el condensador asociado a cada píxel. El resto es exactamente como en el detector de flan panel indirecto (fig. 12). Se ha de tener en cuenta que en este tipo de detecto- Para conseguir la conversión directa se cambia el cen- res el mayor espesor del detector no degrada la resolución tellador y el fotoconversor por una capa de selenio amor- del sistema ya que el fuerte campo eléctrico existente en fo (aSe) entre cuyas caras se ha establecido una diferencia el seno del aSe dirige los iones que produce cada interac- de potencial. La interacción de los fotones de RX con el ción de un fotón de RX en el seno del aSe, directamente aSe produce pares electrón-hueco, que bajo la acción del en la perpendicular a la matriz activa, e impide la disper- fuerte campo eléctrico existente en su seno emigran, los sión en otras direcciones. Si se produjera dispersión, esta electrones hacia la cara superior y los huecos hacia la cara sería más acentuada cuanto más grueso fuera el detector y por tanto más degradaría la resolución. MAMOGRAFÍA DIGITAL Los diferentes tipos de equipos de mamografía digital que actualmente se ofertan se han implementado mediante los diferentes tipos de radiología digital que hemos descrito previamente. Hay de todos los tipos y es difícil decidir cual es el que presenta las mejores presta- ciones. Además lo que hoy se puede aventurar como el equipo con mejores prestaciones, probablemente maña- na será superado por un nuevo diseño o simplemente por la introducción de unas sencillas mejoras en un equipo ya existente. Dada la polémica que se ha desatado en entre los radiólogos de este pais a favor y en contra de los equipos 39 Figura 12. Detector directo de panel plano de la casa comercial Toshiba. de mamografía digital, no es el momento de opinar a  Monográfico: Radiología Digital favor o en contra si no de dar elementos técnicos objetivos BIBLIOGRAFÍA. que puedan aportar luz al tema. En primer lugar se ha de constatar que ningún equipo S. Webb, ed. The Physics of Medical Imaging. Adam de mamografía digital de los que actualmente están a la Hilger, 1988. venta, junio del 2003, ha alcanzado la resolución de los 11 pares de líneas por milímetro que se obtienen con K. Kirk Shung, Michael B. Smith and Benjamin Tsui, algunos sistemas de imagen de la mamografía analógica, Principles of Medical Imaging. Academic Press, 1992. pero ya están bastante cerca. W. R. Hendee and J. H. Trueblood, 1993 Summer Dicho lo anterior hay que matizar que no todo se redu- School Proceedings,American association of Physicist in ce a dar ese parámetro, hay otros aspectos a tener en Medicine (AAPM), Medical Physics Monograph nº 22, cuenta que pueden compensar con creces el tema del 1993. número de pares de líneas por milímetro. A. Brinton, Physics of Radiology. Prentice-Hall Inter- Para no marear con muchos datos técnicos sólo se va a national, 1993. incidir en las posibilidades que ofrece la imagen digital y el software asociado de ayuda a la detección y al diag- Jacob Beutel, Harold L. Kundel and Richard L. Van nóstico de patologías malignas en la imagen mamográfi- Metter, ed. Handbook of Medical Imaging volume 1 ca (C.A.D.: Computer Aided Diagnostic). Physics and Psychophysics. Spie Press, 2000. El estudio y análisis de las imágenes mamográficas en Milan Sonka and J. Michael Fitzpatrick, ed. Handbook una buena estación de visualización que disponga de un of Medical Imaging, volume 2 Medical Image Processing buen sistema C.A.D., se está mostrando como una poten- and Analysis. Spie Press, 2000. te herramienta de trabajo. Los primeros resultados que se están publicando de comparación de estos sistemas fren- Jerrold T. Bushberg, J. Anthony Seibert, Edwin M. te a la mamografía analógica auguran un gran futuro a la Leidholdt JR. and John M. Boone. The Essential Physics mamografía digital. of Medical Imaging. Lippincott Williams & Wilkins, 2002. 40