SciELO - Scientific Electronic Library Online

 
vol.12 número4DISTENSION ABDOMINAL EN ESTUDIOINDICADORES DE CALIDAD EN LA GESTION DEL PERSONAL índice de autoresíndice de materiabúsqueda de artículos
Home Pagelista alfabética de revistas  

Revista chilena de radiología

versión On-line ISSN 0717-9308

Rev. chil. radiol. v.12 n.4 Santiago  2006

http://dx.doi.org/10.4067/S0717-93082006000400003 

Revista Chilena de Radiología. Vol. 12 Nº 4 , año 2006; 153-156

FISICA RADIOLÓGICA

 

TECNICA RADIOGRAFICA EN RADIOGRAFIA COMPUTADA

 

MSc. Mauricio Vergara E, TMs. Gladys Sepúlveda R, Daniela Vega T.

Servicio Radiología e Imágenes, Clínica Santa María.

Dirección para correspondencia


Abstract: In this paper we provide a concise discussion of the basic concepts and procedures related to digital images in computed radiography and their connections to conventional analog imaging (screen-film system).

Keywords: Computed radiography, Digital images, Radiographic technique.


Resumen: Esta es una corta exposición de los conceptos y procesos en radiografía digital, modo radiografía computada, y su relación con el sistema análogo folio-película.

Palabras clave: Radiografía computada, Radiografía digital, Técnica radiográfica.


Introducción

Para establecer protocolos rutinarios en radio-grafía computada (RC), es conveniente establecer comparaciones con la radiografía foliopelícula (SF). Ambos sistemas utilizan una placa fosforada (PP) para capturar los fotones de alta energía (kV) que emergen del paciente (imagen latente) y transformarlos en fotones luminosos (baja energía). En el sistema SF, los fotones luminosos son registrados en película fotográfica para su visualización. En el sistema RC, estos fotones son capturados por un detector (fotomultiplicador) y transformados en señales eléctricas que se presentan en un monitor blanco-negro(1). Es claro que un fiel registro de la imagen latente requiere que los dispositivos utilizados respondan linealmente al número de fotones que emergen del paciente: pocos fotones kV = pocos fotones luminosos y muchos fotones kV = muchos fotones luminosos. Esta linealidad se traduce, visualmente, en: pocos fotones luminosos = bajo ennegrecimiento y muchos fotones luminosos = alto ennegrecimiento. Sólo ello permitirá discriminar diferentes densidades en tejidos del paciente. Las PP en RC y SF son lineales; el problema es la no-linealidad de la película fotográfica en el sistema SF. La película fotográfica sólo se comporta linealmente en un rango muy corto de número de fotones (Figura 1). De aquí la obligación, en el sistema SF, de garantizar que los tejidos a visualizar sean expuestos a un rango de fotones compatible con el rango lineal de la película. Fotones fuera de ese estrecho rango no entregan información densitométrica fiel: sub-exposición, sobre-exposición.


Figura 1. Curvas características sistemas SF y RC.

Ahora bien, la diferenciación de tejidos con diferentes densidades (gm/cm3) se logra en radiografía por las diferencias en el número de fotones que emergen de esos tejidos. A su vez, estas diferencias dependen de la energía de los fotones incidentes y se resumen en el coeficiente de absorción de los tejidos, función de su densidad y energía de los fotones. De aquí la metodología radiográfica de utilizar una misma energía (kV) para una misma combinación de tejidos (densidades). Por ejemplo, todas las radiografías de columna lumbar se obtienen con un mismo espectro de fotones, usualmente 80 kVp. Los tejidos (y densidades) involucrados en una radiografía de columna lumbar son prácticamente los mismos en diferentes pacientes. Lo que cambia de un paciente a otro son los volúmenes de tejidos (espesor del paciente). Ello no influye en la capacidad de diferenciar tejidos (energía de los fotones). El espesor sólo se refleja en la cantidad de fotones emergentes (producto del coeficiente de absorción y el espesor), que se controla regulando la cantidad de fotones incidentes (corriente de filamento, mAs) y se refleja en la intensidad de la escala de grises (SF) o en la magnitud de las señales eléctricas (RC)(2).

En el sistema SF se requiere obtener una escala de grises (kVp) que diferencie los tejidos y una tonalidad de grises (mAs) visualmente aceptable al ojo humano. Además, los tonos de grises (mAs) deben estar en la zona lineal de la película para que sean fieles a las densidades de los tejidos. De aquí la obligación de estimar el espesor del paciente y recurrir a tablas de mAs vs, espesor, disponibles en todos los textos clásicos de técnicas radiográficas(3).

La introducción de cámaras de ionización hace ya varias décadas, permite obviar el registro de los espesores y el uso de estas tablas. Su localización detrás del órgano a estudiar, y delante del folio, registra el número de fotones emergentes del paciente. Una vez alcanzado el número que corresponde al centro de la zona lineal de la curva característica (garantizando una tonalidad óptima de grises) la cámara interrumpe la corriente de filamento más. En el sistema RC, la cámara de ionización mantiene su utilidad. Permite asegurar que la cantidad de fotones incidentes en la PP supere el valor mínimo (índice de exposición) para una imagen estadísticamente confiable: señales eléctricas de altura razonable.

El histograma

En el sistema RC, al igual que en el SF, la imagen de fotones emergentes se captura en la PP (folio de la SF). La PP del RC se diferencia básicamente en que sus moléculas retienen la energía absorbida por un largo tiempo (8 a 16 hrs.). El folio del SF absorbe fotones kV y emite fotones luminosos en un lapso de milisegundos. La emisión de fotones luminosos en la PP del RC se logra artificialmente excitando sus moléculas con un haz de fotones tipo láser que barre sistemáticamente la placa. Los fotones luminosos emitidos son capturados por una guía de luz (light pipe) y transformados por un fotomultiplicador en señal eléctrica de amplitud proporcional al número de fotones capturados. La amplitud de estas señales se mide y genera un valor numérico (circuito ADC). El desplazamiento sistemático del lector láser, y la generación de señales en cada posición (pixel), se representa por una matriz que especifica la posición del lector en la superficie de la PP (coordenadas X, Y) y el número generado por el ADC correspondiente en esa posición (Figura 2). En resumen, la distribución bidimensional de los fotones emergentes del pa-ciente (imagen latente) se reemplaza por una matriz de pixeles, con coordenadas X, Y, y un número en cada pixel proporcional al número de fotones incidentes en ese pixel (imagen digital)(3).


Figura 2. Generación de imagen digital en RC.

Claramente, la resolución espacial de la imagen digital depende del número de pixeles en las direcciones X, Y. Los sistemas RC vigentes adquieren señales en una matriz de 2000x2500 pixeles. Estas matrices son lo suficientemente finas (pixeles de 100x100 y 50x50 micrones) para ser visibles como continuas por el ojo humano. Ahora bien, el disponer de una colección de números (valores X, Y e intensidades en cada pixel) permite su manipulación con un computador, utilizando algoritmos específicamente implementados para optimizar su presentación visual (smoothing, gray-scale equalization) y/o realzar características particulares (edge enhancement, substraction, etc). Si olvidamos la estructura bidimensional de la imagen digital, esto es las coordenadas X, Y de cada pixel, podemos resumir la imagen en un gráfico que indica el número de pixeles con un mismo valor de señal (número de fotones). Esta representación se denomina histograma de la imagen digital (Figura 3). A su vez, el rango de número de fotones por píxel se asocia a una escala de grises.


Figura 3. Histograma de la imagen digital.

A cada imagen específica le corresponde un histograma particular. El histograma es una representación fiel de la imagen. Imágenes similares estarán representadas por histogramas similares, etc. (Figura 4).


Figura 4. Imagen RC e histograma de tórax.

Técnica radiográfica en RC

Los criterios de selección de kV y mAs en radiografía RC son los mismos de radiografía SF para un folio dado. Para cada tipo de radiografía (tipo de tejidos) se establece un espectro de kV fijo y el nivel de exposición se regula con la cámara de ionización o una tabla de espesores vs mAs. Aun más, el procesamiento digital posterior de la imagen (aplicación de filtros) depende drásticamente de la forma del histograma. De aquí el requerimiento de una colimación estricta y estándar, para reducir la cantidad de fotones directos (que no emergen del paciente) y normalizar su presencia en el histograma. El computador debe reconocer la distribución particular del histograma para cada tipo de radiografía, de modo de aplicar los filtros específicos de cada imagen. Por ejemplo, en el caso particular del sistema RC de Kodak, la memoria del sistema tiene 100 diferentes histogramas con procesos particulares para cada uno de ellos (protocolos) y el operador debe especificar cuál es el protocolo más representativo para esa imagen en particular.

En la Figura 5 se muestran dos histogramas muy similares. Ambos corresponden a una imagen de hombro; pero en el primero el interés está en visualizar la estructura ósea y en el segundo, los tejidos del pulmón. La colimación es diferente en ambos casos y la intención anatómica también lo es, pero los histogramas son muy similares. Si queremos que el sistema distinga ambas situaciones y las procese en forma diferente, el operador debe elegir diferentes protocolos que le indiquen al sistema el uso de filtros diferentes.


Figura 5. Histograma de hombro con diferentes colimaciones e intención diagnóstica.

Esta rigidez en el procesamiento obliga al operador a adquirir las imágenes en un formato también estricto para asegurar que el histograma de esa imagen particular tenga una representación en la librería de protocolos y su procesamiento posterior sea óptimo. De aquí la importancia de normalizar la colimación y el uso de grillas.

El uso de grillas es más frecuente debido a la alta sensibilidad de la PP del RC a bajas exposiciones y a la radiación dispersa. Ambas condiciones modifican el histograma. La importancia de la radiación dispersa es más notable cuando se adquieren imágenes múltiples en una misma exposición. Es el caso de la radiografía de rodillas que deben adquirirse por separado pues la radiación dispersa cruzada entre ambas modifica el histograma. En resumen, el procesamiento óptimo de una imagen digital requiere identificar su histograma y clasificarlo en uno de los varios protocolos de procesamiento, lo que obliga a rigidez en el formato de adquisición.

Una situación clásica ocurre cuando se utilizan grillas fijas. Si su orientación coincide con la de desplazamiento del lector láser, su alta resolución espacial registrará la ausencia de exposición en esa línea de pixeles. Si su orientación es transversal a la dirección del láser, éste registrará pixeles nulos vecinos a pixeles no nulos y el procesamiento de smoothing eliminará este artefacto.

Procesamiento de la imagen digital

A modo de ejemplo, describimos a con-tinuación dos tipos de filtros (los más frecuentes y simples) utilizados en imágenes digitales. Smoothing es el primer filtro, aritméticamente más simple, que se aplica a la matriz original de datos, previo a establecer su histograma particular (Figura 6).


Figura 6. Filtro de smoothing.

Básicamente, el computador reemplaza el valor original de la señal en cada pixel por el promedio de los valores en sus 8 pixeles inmediatos. Este permite resolver problemas menores, como la discrecionalidad transversal de la grilla y los errores numéricos en la lectura de las señales por el circuito ADC. Un segundo proceso se refiere a redistribuir la escala de grises necesaria para la presentación visual de la imagen. Originalmente, la escala de grises (más de 4.000 grises en RC) se distribuye en una correspondencia lineal con el número de fotones registrados en cada píxel de la matriz de adquisición: pocos fotones, bajo tono de gris, muchos fotones, alto tono de gris. Sin embargo, errores en la exposición incidente (mAs del tubo de Rx) pueden desplazar la imagen a uno u otro extremo de la escala de grises. Las imágenes extremas serán registradas por la PP del RC gracias a su linealidad, sin embargo su visualización será dificultosa. Es conveniente redistribuir los tonos de grises entre todos los píxeles para mejorar su contraste (Figura 7).


Figura 7. Filtro de ecualización de grises.

Los procesos de ecualización y smoothing permiten visualizar prácticamente cualquier imagen en RC, independiente del valor de exposición, gracias a la alta sensibilidad de la PP y su linealidad (Figura 8).


Figura 8. Imágenes e histogramas de pulmón para diferentes exposiciones(4).

La diferencia está en que en imágenes con bajas exposiciones, el lector láser registrará señales también bajas en cada pixel y el error de lecturas será grande: imagen ruidosa. Este problema se supera parcialmente gracias al smoothing. Sin embargo, hay pérdidas de detalles que son relevantes al aplicar opciones de zoom. De aquí resulta una tendencia a adquirir imágenes con mayor exposición de la necesaria, con el correspondiente aumento de la dosis al paciente. Para orientar al operador en el uso razonable de mAs, los sistemas RC entregan un "índice de exposición" que garantiza un compromiso entre calidad numérica y dosis al paciente. Para ello, asumen una calidad de imagen y dosis correspondientes a una imagen SF adquirida con un folio de rapidez 200.

 

Bibliografía

1. Carlton RR, Adler AM. Principles of Radiographic Imaging. 2001, 3ª edición, Delmar.         [ Links ]

2. Carroll QB. Principles of Radiographic Exposure, Processing and Quality Control. 1990, 4ª edición, Charles C Thomas.         [ Links ]

3. Bushberg JT, Seibert A. The Essential Physics of Medical Imaging, 2001, 2ª edición, Lippincot, Williams & Wilkins.         [ Links ]

4. Burns B. University of North Carolina, web presentation.         [ Links ]

 

Vergara M. Técnica radiográfica en radiografía computada. Rev Chil Radiol 2006; 12: 153-156.

Correspondencia: MSc Mauricio Vergara E. Servicio Radiología e Imágenes, Clínica Santa María.
mvergarae@hotmail.com