Las imágenes obtenidas en radiografías convencionales se
basan en la exposición y el procesamiento de películas. Por ende, la resolución
espacial y los niveles de grises son valores análogos. El rango dinámico o
latitud de la película está limitada por la máxima densidad óptica que la
película puede producir. La radiografía digital no tienen esta limitación,
utilizan una matriz discreta de valores numéricos para representar una imagen.
La matriz es un área rectangular o cuadrada dividida en filas y columnas como
un tablero de ajedrez. Al elemento más pequeño de una matriz se lo llama píxel
(derivado de “picture element”, elemento de la imagen). La ubicación de cada
píxel en una matriz está codificada por su fila y número de columna (x, y).
Cada píxel de la matriz se utiliza para almacenar un número binario con un
rango de 8-16 bits (bit es menor en el caso del dígito binario). Ocho bits
permiten el almacenamiento de valores enteros entre 0 y 255; 16 bits permiten
valores entre 0 y 65.535. Los rangos pequeños de nivel de gris de 8 bits se
utilizan para ultrasonido o impresión de película con sensores de imágenes
láser, y se utilizan de 10 a 14 bits para fluoroscopía o radiografía digital.
Estos valores numéricos están vinculados con los niveles individuales de gris
de una imagen. El contraste de una imagen digital está representado por la
diferencia en los valores de píxel numéricos en diferentes áreas de la imagen.
Antes de entrar en el tema hay que aclarar que bajo el
término de radiología digital se incluyen sistemas de adquisición de imágenes
en los que el proceso físico que se realiza para obtener la imagen digital es
muy diferente de unos a otros. Para mayor claridad se seguirá la clasificación
más habitual: agrupar los diferentes sistemas de radiología digital en dos
tipos:
· Sistemas de
radiografía computarizada, basados en fósforos fotoestimulables (CR).
· Sistemas de
radiografía directa, basados en paneles planos.
RADIOLOGÍA COMPUTARIZADA (CR)
El nombre es un término comercial tras el cual hay un
sistema tecnológico, como se verá no excesivamente complejo, que suministran
diferentes fabricantes. Para obtener un sistema CR basta sustituir en un equipo
de RX convencional, el chasis radiológico de película fotográfica con sus
cartulinas de refuerzo, por un chasis que tiene en su interior una lámina de un
fósforo foto-estimulable, El equipo se ha de completar con un lector del nuevo
tipo de chasis e impresoras adecuadas conectadas al lector de chasis. El
fósforo de la cartulina CR, a diferencia de los fósforos de las cartulinas de
refuerzo de los chasis de la radiología analógica, no emite instantáneamente la
mayor parte de la energía que el haz de RX le depositó al interaccionar con él,
sino que la almacena durante cierto tiempo y hay que estimularlo para que la
emita antes de que decaiga de forma espontánea. La razón de ello es que el
fósforo de estas placas suele ser una mezcla de fluorohaluros de bario
activados con impurezas de europio.
Cuando se coloca ese dispositivo en el lugar del chasis con
la placa clásica y se expone a un haz de rayos X, la intensidad de radiación
que llega a cada punto del fósforo estimula el material de manera proporcional,
dando lugar a una imagen latente. Esta imagen latente sigue siendo en lo
esencial una imagen analógica distribuida por toda la superficie del fósforo.
Dado el carácter fotoestimulable del material que contiene
la imagen latente, es posible utilizar un estrecho pincel de láser
(normalmente, de luz infrarroja) para extraer la información relativa a dicha
imagen. La señal luminosa emitida por el fósforo al desexcitarse tiene una
intensidad extraordinariamente pequeña en comparación con la del láser
estimulador por lo que, para que resulte útil, es preciso proceder a un
cuidadoso filtrado que la separe. Luego un tubo fotomultiplicador recoge la
señal luminosa y la convierte en señal eléctrica. Un conversor analógico-digital
cuantifica esa señal, normalmente con una profundidad de 12 bits, lo que
permite un despliegue en 4096 niveles discretos. Cada una de esas lecturas de
la señal produce el valor de exposición correspondiente a un píxel de la imagen
y el barrido con el pincel láser a lo largo y ancho de toda la superficie dará
lugar a una lista de números proporcionales a la cantidad de radiación que
llegó a cada zona del fósforo, lista de números que constituye la imagen
digital.
RADIOLOGIA DIGITAL
DETECTOR DIRECTO DE PANEL PLANO (FLAT PANEL)
El flat panel de detector directo convierte los fotones de
RX que interaccionan con él directamente en carga eléctrica que se almacena en
el condensador asociado a cada píxel. El resto es exactamente como en el
detector de flat panel indirecto
Este tipo de dispositivos emplean un detector constituido
por una capa de selenio amorfo, material que presenta propiedades muy
peculiares cuando interacciona con los rayos X. Efectivamente, la absorción de
la energía de éstos da lugar a la aparición de pares electrón-hueco, es decir,
de parejas de cargas negativas y positivas. Si entre la parte frontal y la
posterior de la capa se establece un campo eléctrico de intensidad suficiente,
tales cargas migran al electrodo correspondiente. Uno de los electrodos, el
posterior, se constituye en electrodo recolector de cargas y se le acopla la
matriz de TFT. Cada uno de los elementos de esa matriz actúa como un medidor de
la carga recogida justamente sobre él, que es esencialmente proporcional a la
cantidad de radiación que ha incidido en esa pequeña área del detector. Los
paneles planos basados en el selenio amorfo son la forma más directa de captura
digital de imagen que se utiliza en la práctica actual, la interacción de los
rayos X da lugar a la aparición local de cargas eléctricas, que son
inmediatamente medidas también de forma local. Además, se suele argumentar, el
propio campo eléctrico encargado de recoger la carga, y su propia distribución,
garantiza que dichas cargas no se difunden lateralmente, lo que contribuye a la
nitidez de la imagen y a un incremento de la resolución espacial.
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 paneles de
silicio amorfo utilizan como detector una lámina fluorescente, de yoduro de
cesio (CsI), de sales de tierras raras o de otro material equivalente., emiten
luz con gran eficiencia al absorber radiación de rayos X. Por detrás del
detector en sí se coloca una capa de silicio amorfo fotoconductor, cuya misión
es transformar la luz producida en la lámina fluorescente en cargas eléctricas.
Tales cargas, del mismo modo que en el panel de selenio, son medidas localmente
por cada uno de los TFT que constituyen la matriz electrónica activa, dando
lugar a un valor, esencialmente proporcional a la cantidad de radiación
incidente. Los paneles de silicio amorfo no producen carga eléctrica
directamente a partir de la interacción de los rayos X con el detector, sino
que utilizan una fase intermedia en la que la energía absorbida en dicha
interacción se transforma en luz y, luego, ésta en carga. Por ello suelen
describirse como de detección indirecta. Evidentemente, ambos procesos tienen
lugar dentro del propio panel y son prácticamente instantáneos, de modo que
para el usuario resultan en muchos aspectos equivalentes.
Monitor de DR.- Aquí se visualiza las
imágenes que acaba de ser tomada, aquí se puede modificar la imagen dándole
ajustes como: inversión de grises, ampliación de una región específica, recorte
y giro, composición de varias imágenes y elección de nuevo filtro de imagen.
Lector de CR.- Estimula la imagen latente con un
láser sobre la pantalla de fósforo foto-estimulable, mide la señal de luz y por
último aplica una luz intensa para devolver el estado basal a todos los
electrones estables antes de reutilizar la PSP.
Casetes o chasis digitales.- Se asemeja a un chasis
analógico, con la diferencia de que no contiene una película radiográfica sino
que contiene una placa de imagen (PSP); otra diferencia es que este casete no
se carga ni se descarga y puede ser usado muchas veces.
