Procesamiento y manipulación de una imagen radiográfica digital
Una vez que los fotones son convertidos en señales eléctricas, estas señales estarán disponibles para ser procesadas y manipuladas. Los parámetros de procesamiento y manipulación de la imagen son básicamente iguales sin importar la tecnología o modalidad que se utilice. El preprocesamiento es realizado automáticamente en un ordenador mientras que el postprocesaimiento de la imagen es realizada por el tecnólogo . Los parámetros de preprocesamiento son dependientes de cada empresa fabricante.
Información general sobre pre procesamiento
El tamaño o intensidad de una señal es determinada y se asigna un valor a cada pixel. De esta forma se genera un histograma de la información de la imagen que permite al sistema encontrar la señal realmente útil localizando un mínimo y un máximo de señal dentro del área anatómica de interés.
El histograma identifica todas las intensidades de forma gráfica donde el eje X de la gráfica representa la cantidad leída y el eje Y representa el número de pixeles de cada exposición. El histograma entonces representará la distribución de los pixeles para cada exposición.
El análisis de un histograma puede ser un proceso complejo, sin embargo, es muy importante reconocer que la forma adoptada por un histograma es específica de cada anatomía. Por ejemplo, el histograma que se genera de una radiografía de tórax de un adulto es muy diferente al histograma de una rodilla. Por esta razón es muy importante seleccionar la estructura anatómica correcta a radiografiar porque la información obtenida de la imagen se va a comparar con un histograma normal y con base en eso se realizan las correcciones adecuadas.
Teorema de Nyquist
Este teorema establece que cuando se muestrea una señal analógica (como en el caso de la conversión habitual de una imagen médica analógica a digital), la frecuencia de muestreo debe ser el doble o mayor a la señal de entrada de forma que la reconstrucción de la imagen original se acerque lo más posible al a señal original.
Reescalado automático
Cuando la exposición es mayor o menor a la requerida para producir una imagen ocurre un reescalado automático en un esfuerzo de mostrar los pixeles del área de interés. El reescalado no es un sustituto de factores técnicos adecuados. Existe cierto peligro al confiar en el sistema para “arreglar” una imagen a través del reescalado y debido a esto utilizar mucho más miliamperaje segundo del requerido.
Look-Up Table (LUT)
Una LUT es usada como referencia para cambiar cada un de los valores originales de cada pixel por unos nuevos. Existe una LUT para cada región anatómica. En teoría, la imagen resultante tendrá la apariencia apropiada en cuanto a brillo y contraste. Por ejemplo, el contraste puede ser cambiando variando la pendiente de la curva.
Resolución de frecuencia espacial
El detalle de una imagen también es llamado resolución de frecuencia espacial. En radiología convencional, el detalle es controlado por varios factores incluyendo la velocidad de la pantalla y la película así como distancia objeto-receptor. En el caso de la imagen digital, la distancia objeto-receptor también es importante pero además es posible controlar el detalle por medio de otros parámetros. Un tecnólogo puede elegir una estructura para mejorarle y aumentarle el detalle por medio de dos procesos:
•Realce de los bordes: Después de que una señal obtenida, esta es promediada para acortar el tiempo de procesamiento. Entre más pixeles estén involucrados en este promedio más suavizado presentará la imagen. La señal obtenida de un pixel es promediada con la señal de los pixeles adyacentes. El proceso de realce de bordes ocurre cuando menos pixeles son preprocesados y promediados.
•Suavizado: al contrario del anterior, el suavizado involucra un mayor promedio de los pixeles adyacentes o vecinos de forma que se da una reducción en el ruido y el contraste.
Funciones básicas de manipulación de la imagen
Los parámetros más comunes de procesamiento son aquellos que permiten cambiar el brillo y el contraste. El nivel de ventana controla que tan clara u oscura se presenta la imagen. El ancho de ventana controla el contraste. Entre más alto el nivel de ventana más oscura se verá la imagen, entre más ancho de ventana, menor será en contraste (no confundir con resolución de contraste). La manipulación de estos parámetros en imágenes tomadas con los factores adecuados debería ser mínima.
Remoción del fondo: Siempre que es vista ya sea en un negatoscopio o en una pantalla, los bordes no expuestos de la misma permitirán un acceso mayor de luz al ojo. Este exceso de luz causa una sobre sensibilización de un químico dentro del ojo que se llama rodopsina y esto produce ceguera temporal a la luz blanca. El ojo se recupera muy rápidamente y la persona solo logra nota una luz brillante visible atrás pero está comprobado que es una gran distracción que interfiere con la forma en que el ojo visualiza la imagen. En el caso de la radiología digital es posible realizar una remoción automática de este fondo. Esta herramienta es únicamente de visualización y nunca debe ser utilizada para ocultar malas practicas de colimado. Esto también es útil en la reducción del tamaño de la imagen.
Otros parámetros:
•Orientación de la imagen
•Unión de imágenes (Solapamiento)
•Anotaciones
•Magnificación: modo lupa y magnificación completa.
VISUALIZACIÓN Y GESTIÓN DE LA IMAGEN RADIOGRÁFICA DIGITAL
Qué es DICOM(Digital Imaging and Communications in Medicine)
DICOM es un grupo de estándares para manejar, almacenar,transmitir e imprimir información de imagen médica digital.Incluye una definición de los formatos de ficheros y un protocolo de comunicación en red. El protocolo de comunicación es un protocolo de aplicación que utiliza TCP/IP para comunicarse entre sistemas.Bajo normas DICOM, los ficheros se pueden intercambiar entre dos entidades que sean capaces de recibir datos de imagen y paciente.
PACS
Es una combinación de hardware y software , dedicado al almacenamiento y comunicación de imágenes medicas.Es decir actúa como un servidor que almacena las imágenes radiológicas, las cuales pueden ser observadas de cualquier estación de visualización o trabajadas y manipuladas desde un Workstation.
La comunicación de imágenes mediante el PACS, se realiza mediante el formato DICOM .Sin embargo se pueden convertir a cualquier otro tipo de formato.
VENTAJAS
•Las imágenes pueden ser vistas cuando y donde se desee.
•No pueden ser borradas ni perdidas.
•Pueden ser modificadas en ayuda del diagnostico.
COMPONENTES BASICOS
•Sistema de adquisición de imágenes.
•Controlador del sistema y archivos.
•Estaciones de visualización.
Sistema de adquisición de imágenes
Se encarga de la adquisición de las imágenes en los distintos tipos de equipos radiológicos, además de la información del paciente.
Controlador y servidor de archivos
Es el núcleo central del PACS. Compuesto de un servidor de base de datos y un sistema de archivos.
ESTACIONES DE VISUALIZACIONES
4 tipos:
•Alta resolución para diagnostico primario.
•Media resolución
•Estaciones de trabajo.
•Estaciones para impresión sobre películas o papel.
-Almacena imágenes B&W y COLOR
-Almacena todos los tipos de imágenes (incluso PET/CT, oftalmología, odontología, etc)
-Almacena las imágenes en formato DICOM
-Controla el acceso a la información en base a claves de usuarios o perfiles de estaciones
-Controla el Flujo de Trabajo
-Almacenamiento a corto plazo (5 años)
PACS – Post Procesamiento (cont.)
•Capacidad DiagnósticaSoftware de Reconstrucción 3D
•Reconstrucción 3D
•Software Ortopédico
•Documentación
RIS (Radiology Information System)
Es la herramienta que controla el proceso radiológico.
¿Proceso radiológico?
Conjunto de actividades que se producen desde que se solicita el examen radiológico hasta que el informe llegue al servicio que lo solicito.
PARTES
•Grupos de usuarios
•Citación
•Recepción
•Actividad
•Informes
•Estadística
FUNCIONALIDADES
•Agenda
•Recepción
•Entrevista
•Validación
•Escaneado orden
•Cuestionarios
•Cobertura
•Integración HIS
•Preparación
•Registración
•Generación WL
•Registro del Estudio
RIS-PACS
La integración de estos 2 sistemas es fundamental para el aprovechamiento de las capacidades del PACS. El RIS proporciona información sobre las citas al pacs. El PACS notifica al RIS que el examen ya se llevo a cabo.
HIS (Hospital Information System)
En general confiere a toda la información que concierne al hospital.
INFORMACIÓN
Lleva:
Información asistencial: historia clínica
Información administrativa
Información económico
Planificación y control de la actividad asistencial del hospital
Información cuantitativa: explotación de datos.
Integración RIS-HIS
Imprescindible para la identificación del paciente. Lo útil en esta integración es el ingresar la información una sola vez.
LA IMAGEN DIGITAL
Una imagen radiográfica convencional se hace como un gráfico de sombras y usa un haz de área de rayos x que forma un imagen después de su transmisión a través del paciente. El receptor de la imagen, una combinación de pantalla película, es un dispositivo que graba la imagen de transmisión directamente.
Las técnicas de imagen digital se aplican a la tomografía computarizada, ecografías, medicina nuclear, resonancia magnética, radiografía digital y la fluoroscopia digital.
Características de la imagen digital
La imagen obtenida en radiografía digital es como la obtenida en radiografía convencional, donde los rayos x forman un imagen latente directamente en el receptor de la imagen que debe procesarse químicamente para obtener un imagen visible. Con la radiografía digital, los rayos x forman una imagen electrónica latente en un detector de radiación. Esa imagen latente se procesa entonces electrónicamente por un ordenador, se convierte en una matriz de valores numéricos y se guarda temporalmente en la memoria.
El término matriz de imagen se refiera un conjunto de casillas dispuestas en filas y columnas. Cada casilla corresponde a una situación específica en la imagen. El valor de la casilla representa el brillo o intensidad en esa situación.
Cada imagen digital consiste en una matriz de casillas que tienen varios niveles de brillo en el monitor de video. El brillo de una casilla está determinado por el número generado computacionalmente guardado en esa casilla.
Cada casilla de la matriz de imagen se llama píxel. En imagen de radiografía digital, el valor del píxel determina el brillo del píxel. El valor es relativo y define el contraste de la imagen.
El tamaño de la matriz de la imagen está determinado por las características del equipo de imagen y por la capacidad del ordenador. El tamaño de la matriz pues el seleccionado por el operario. Los sistemas de imágenes digitales proporcionan tamaño de matriz de imagen de 64X64 a 4096X4096.
El tamaño de la matriz de la imagen y FOV determinan la resolución espacial para las imágenes digitales, como TC, RM y ecografía digital.
La resolución espacial en una imagen digital viene limitada por el tamaño del píxel.
Resolución espacial= FOV/matriz
Un sistema de imagen que pudiera mostrar solo negro o blanco tendría un rango dinámico de 2. Semejante imagen sería el contraste muy alto pero mostraría muy poca información a menos que fuera una página impresa. Aunque el valor real de cada píxel es importante el rango de valores es sumamente importante para determinar la imagen final. Esto es especialmente cierto para las técnicas de sustracción.
El rango de valores sobre los que un sistema puede dar respuesta se llama rango de la escala de grises o rango dinámico. El rango dinámico se describe como el número de niveles de gris que puede representarse. El máximo número de niveles de grises que puede ser representado por un sistema de imagen digital es el rango numérico de cada pixel o profundidad de bits. El rango dinámico real puede ser inferior a la profundidad de bits.
-El rango dinámico del ojo humano es aproximadamente 25 o 32 niveles de grises entre el blanco y el negro.
-El rango dinámico del haz de rayos x cuando sale del paciente excede los 210. Aunque nosotros no podemos visualizar semejante rango dinámico, un ordenador con capacidad suficiente si puede.
Cuanto mayor sea el rango dinámico, más gradual será la escala de grises que representa el rango desde la máxima intensidad de rayos x a la mínima intensidad de rayos x. Cuanto mayor sea rango dinámico mejor será la resolución de contraste.
Los sistemas digitales de imagen de rayos x se caracterizan por su rango dinámico, que está limitado por la capacidad del ordenador y del software. La mayoría usa un rango dinámico de 8,10 o 12 bits, lo que significó un rango dinámico de 225, 1023 o 4095.
Para una resolución de contraste aceptable en imágenes de TC o RM, se requieren un rango dinámico de 12 bits. Un sistema con rango dinámico bajo tiene un contraste alto pero sólo sobre una porción limitada de la imagen. El rango dinámico alto permite una amplia anchura de la imagen.
Brillo el brillo en una imagen médica digital, hace referencia a la apariencia de la misma en el monitor del computador de visualización. La cantidad de luz transmitida por el monitor así como la luz reflejada por el propio monitor puede afectar la apariencia de la imagen. Dependiendo de la tecnología del monitor, es posible que de alguna u otra forma, la cantidad de luz en la sala de diagnóstico provoque diferentes efectos visuales que afecten directamente la imagen. Cuando se visualiza una imagen en cualquier monitor, el tecnólogo puede ajustar el brillo utilizando una herramienta que se llama nivel de ventana (término que será profundizado después). Cambiar el nivel de ventana hace una imagen más clara o más oscura. Todo lo correspondiente a la manipulación de la imagen será descrito en una clase posterior del curso.
Resolución de contraste este término se refiere a la capacidad de un sistema digital de mostrar sutiles cambios en la escala de grises. Una resolución de contraste alta quiere decir que las diferencias entre densidades adyacentes van a ser aumentadas, esto quiere decir que se mostrarán más niveles de grises resultando en la habilidad de diferenciar pequeños cambios en densidades. Como mencioné en un artículo pasado, la cantidad de grises está directamente relacionada a la profundidad del pixel.
Resolución espacial La habilidad de un sistema de imágenes de demostrar pequeños detalles de un objeto es conocida como resolución espacial. Así como el tamaño del cristal o el grosor de una capa de fósforo determinan la resolución en radiología convencional, el tamaño del pixel la determina en Imagenología digital. En radiología convencional, la resolución de una imagen está limitada a 10 pares de líneas por milímetro (lp/mm). En receptores digitales, la resolución va aproximadamente de 2.5 lp/mm hasta 10 lp/mm como en el caso de películas de fósforo fotoestimulable. Esto claramente quiere decir que hay menos detalle en radiología digital que en radiología convencional. Pero esto no quiere decir que la imagen digital sea peor que la convencional. En Imagenología digital existe el término rango dinámico. Este se refiere a la habilidad de responder a niveles de exposición variantes. Esto permite ver muchas más densidades de tejido en una imágenes digital, dando así la apariencia de más detalle
Nota:en Imagenología digital, podemos usar alto kilovoltaje y bajo miliamperaje/segundo bajando la dosis recibida por el paciente afectando un poco el contraste de la imagen, es decir, conservando una resolución de contraste adecuada. La resolución de contraste en Imagenología digital depende de la cantidad de dispersión. Entonces, si tenemos mucha señal de dispersión por utilizar un kilovoltaje muy alto y poca radiación, podemos llegar a perder resolución de contraste porque puede volverse hasta casi imposible diferenciar datos reales del ruido generado por la dispersión. Por esto, podemos usar esta técnica con ciertos cuidados como por ejemplo limitar los colimadores a las estructuras a radiografiar para evitar así dispersión innecesaria.
Por ejemplo, en una radiografía convencional de rodilla (A), no es común observar tejido blando lateral al fémur distal y la tibia proximal, sin embargo, en una digital es posible incluso ver el límite de la piel gracias a un rango de respuesta del receptor mucho más amplio a distintos niveles de exposición (B). Aclarando que esto de ninguna forma quiere decir que la imagen de radiología digital tenga más detalle.
La resolución espacial se reduce a esto: entre más pequeño es el pixel, mayor la resolución espacial.
„El término se utiliza para denominar a la radiología que obtiene imágenes directamente en formato digital, sin haber pasado previamente por una película radiográfica. una película radiográfica. Se utiliza un ordenador como intermediario entre el chasis u otro dispositivo y la pantalla donde se
visualiza la imagen observable.
TIPOS DE RADIOLOGÍA DIGITAL
„•INDIRECTA (IR)
„
•DIRECTA (DR)
RADIOLOGÍA DIGITAL INDIRECTA „
-Permite la digitalización de los sistemas de
radiología convencional sin necesidad de
cambiar el equipamiento.
„
-Sólo se sustituyen los chasis
convencionales por láminas de Fósforo fotoestimulable.
„
-Menor inversión económica inicial.
RADIOLOGÍA DIGITAL DIRECTA
„-Capta directamente la imagen en
modalidad digital mediante videocámaras
(CCD) o sustancias semiconductoras
(FPD)
„
•Dos tipos:
„
-CCD: Sistema con Dispositivo de Carga
Acoplada (material Cesio)
„
-FPD: Sistema con Detectores en Panel Plano
(materiales Selenio o Sílice) „
VENTAJAS DE LA RADIOLOGÍA
DIGITAL
•Disminuye la dosis radiante al paciente
respecto a la convencional:
„
-Menor dosis aplicada
„
-Menor necesidad de repeticiones por factores
técnicos
„
-Menor número de radiografías para valorar
diferentes estructuras: ej. Parénquima pulmonar, hueso, partes blandas.
•Posibilidad de modificar “a posteriori” las
características de las imágenes, principalmente la
densidad y el contraste, sin necesidad de repetir
el examen.
„
• Mayor resolución de contraste (4 veces mas que
•Mayor resolución de contraste (4 veces mas que
la Rx convencional).
„
•Sistema de archivo y comunicación de imágenes
médicas y estaciones de visualización y
diagnóstico (PACS).
„
•Acceso rápido a cualquier radiografía e informe
radiológico a través de la red.
•Disminuye los costos del servicio de
radiodiagnóstico a largo plazo luego de una
importante inversión inicial:
„
-Menor costo de mantenimiento
„
-Menor número de repeticiones
„
-Menor utilización de líquidos de revelado – fijado
„
-Menor número de películas utilizadas
DESVENTAJAS DE LA
RADIOLOGÍA DIGITAL
•Utiliza radiaciones ionizantes.
„
•Costo inicial de las instalaciones (chasis –IR,
equipamiento –DR).
„
•Menor resolución espacial respecto a la Rx
con encional (1/3) convencional (1/3).
„
•Limitada capacidad para registrar estructuras o
detalles de pequeño tamaño.
„
•Degradación progresiva de los fósforos
fotoestimulables: artefactos.
„
•Errores de los sistemas de lectura: artefactos.
PROCESAMIENTO DE LA IMAGEN
(COMPARACIÓN RX CONVENCIONAL – DIGITAL)
„•SOBREEXPOSICIÓN:
„
-Rx Convencional: Excesiva penetración de los rayos X
con pérdida de información clínica
„
-Rx Digital: Imagen casi inalterada ligeramente mas clara
•SUBEXPOSICIÓN:
„
-Rx Convencional: Poca penetración de los rayos X con
pérdida de información parenquimatosa
„ -Rx Digital: Imagen moderadamente mas oscura sin
pérdida del detalle anatómico
PROCESAMIENTO DE LA IMAGEN
„
•FUNCIÓN DE ROTACIÓN
-Giro en sentido horizontal (derecha-izquierda)
„
-Giro en sentido vertical (arriba-abajo)
„
•FUNCIÓN DE INVERSIÓN:
„
-Visualización de la radiografía como:
„
-ESCOPÍA
„
-POSITIVADA
PROCESAMIENTO DE LA IMAGEN
„
•FUNCIÓN DE COLIMACIÓN:
„
-Permite colimar la región obteniendo una imagen
mas nítida y localizada
„
•FUNCIÓN DE ZOOM :
„
-Permite ampliar la imagen en una zona concreta
y luego navegar por toda la radiografía ampliándola.
Los artefactos de películas radiográficas son densidades o zonas de oscuridad que pueden impedir la interpretación de radiografías. Se pueden producir errores en cada paso del proceso de desarrollo. Un componente principal de los artefactos de película es el error humano, aunque también son posibles los errores de fabricación. La película puede ser desarrollada correctamente, pero manejada inadecuadamente después del proceso de exposición. Esta lista incluye los errores de producción más comunes.
•Daño por movimiento
La película puede dañarse por deslizamientos del producto incompleto, incluso sobre superficies lisas. Las rayas y puntos pueden aparecer en el producto final. Esto ocurre a menudo en un ambiente seco, donde la película terminada puede tener vetas de tipo rayo. Cuando se cuelga una película, la percha también puede arruinar parte de la fotografía expuesta.
•Daño por marcas de manos
Las huellas dactilares y marcas de uñas son un tipo común de daño de rayos X. Los pulgares pueden doblar la película de rayos X y dejar pliegues. Las marcas opacas más oscuras son causadas por presión.
•Distorsión
La distorsión puede ser causada por el movimiento del objetivo durante la toma de los rayos X o la colocación incorrecta de la película. Si la radiografía se coloca en un ángulo incorrecto, la película se verá distorsionada. Si el sujeto se mueve, la imagen se verá borrosa.
•Defectos de manufactura
Las marcas de rodillo de la manufactura de la película pueden aparecer después de la emulsión.
•Imagen limpia
Si no hay imagen desarrollada en la película, entonces la máquina podría no haber estado encendida. De igual manera, pudo haber ocurrido un mal funcionamiento de los rayos X. El fijador también pudo haber destruido la imagen previo a su procesamiento.
•Exposición doble
Si dos imágenes aparecen empalmadas o en ángulos rectos, es muy probable que la película haya sido revelada más de una vez.
•Falta una parte de la imagen
El error humano con la solución de fijado, el empalme de películas durante la emulsión y un artefacto llamado corte de cono, pueden resultar en eliminación de la imagen. El corte de cono es cuando una porción de la radiografía no recibió radiación. Los objetos de metal en el sujeto también pueden causar imágenes fantasma, donde una porción de la imagen es absorbida y no aparece.
•Película empañada
Una película empañada es un artefacto muy común en la práctica. La imagen puede aparecer de color gris y tener pérdidas de detalle. La película probablemente estuvo expuesta durante un período de estrés, tal como un cambio de luz o cambios extremos de temperatura.
•Objetos no deseados
Aquellos objetos del paciente que están restringuidos para optar con el procedimiento como collares, broches relojes todo lo metálico en el cuerpo del paciente.
FLUOROSCOPIA CONVENCIONAL:
Desde que Tomás Edison inventó el fluoroscopio en 1896, este ha sido una herramienta muy valiosa en la práctica de la radiología. El fluoroscopio se utiliza para estudios dinámicos. Durante la fluoroscopia, el radiólogo observa una imagen continua del movimiento de las de las estructuras internas mientras el tubo de rayos x proporciona la energía.
Durante el examen, se puede observar algo que se desee conservar para un estudio posterior, en este caso, una imagen permanente se puede obtener con una breve interrupción del examen. Este método se conoce como seriografía, una pequeña imagen estática en un receptor de pequeño tamaño. La cinerradiología, las imágenes de vidrio y las imágenes digitales son otros ejemplos.
La fluoroscopia aplicada para la visualización de los vasos sanguíneos se llama angiografía y ésta tiene dos áreas principales: las neuroradiología y la radiología vascular. Estas áreas de angiografía son conocidas como radiología intervencionista.
La imagen muestra un esquema de un sistema de adquisición de imágenes fluoroscópica. El tubo de rayos X. se encuentra habitualmente debajo de la camilla del paciente. El intensificador de imagen y otros dispositivos de detección se encuentran situados encima de la camilla del paciente. Algunos fluoroscopios tienen el tubo de rayos x por encima de la camilla del paciente y el receptor de imagen debajo de la camilla.
Hay equipos que pueden ser operados remotamente desde el exterior de la sala de rayos x. Existen muchas disposiciones distinta de fluoroscopia y el técnico radiólogo debe estar familiarizado con cada una de ellas.
Durante la fluoroscopia de imagen intensificada, la imagen radiológica se presenta en un monitor de televisión.
Durante la fluoroscopia el tubo de rayos x opera a menos de 5 mA. A pesar del bajo nivel de miliamperios. La dosis al paciente es considerablemente más elevada durante la fluoroscopia que los exámenes radiográficos porque el haz de rayos x irradia al paciente durante un espacio de tiempo considerablemente más largo.
El kilovoltio pico de la operación depende completamente de la sección del cuerpo que se desea examinar. El equipo fluoroscópico permite al radiólogo seleccionar un nivel de brillo de la imagen que se mantendrá automáticamente variando el nivel de kilovoltio pico, mAs o a veces ambos. Esta característica del fluoroscopio se llama ABC (automatic brightness control) control automático del brillo.
Requisitos especiales de la fluoroscopia
La fluoroscopia es un proceso dinámico, por lo tanto, el técnico radiólogo debe adaptarse a las imágenes en movimiento, que a menudo son oscuras. Este hecho requiere algunos conocimientos de iluminación imágenes y de fisiología visual.
Iluminación
La principal ventaja de la fluoroscopia de imagen intensificada respecto a la fluoroscopia precedente es el incremento de luminosidad en la imagen.
Los niveles de iluminación se miden en unidades de lamberts (L) y mililamberts (mL) (1L = 1000 mL). No es necesario conocer la definición precisa de lamberts, su importancia reside en demostrar el amplio rango en niveles de iluminación en los que el ojo humano es sensible. La imagen muestra la lista de algunos niveles de iluminación aproximados para objetos familiares. Las radiografías son visualizaba bajo niveles de iluminación de 10 a 1000 lamberts; la fluoroscopia de imagen intensificada se realiza a niveles de iluminación similares.
Visión humana
Las estructuras de los ojos responsables de la sensación de la visión se conocen como bastones y conos. La luz que incide en el ojo debe pasar primero a través de la córnea, un recubrimiento protector transparente, y después a través del cristalino, donde la luz se enfoca a la retina.
Entre la córnea y el cristalino se encuentra el iris, que se comporta como el diafragma de una cámara fotográfica controlando la cantidad de luz que entra dentro del ojo. Ante la presencia de una luz brillante el iris se contrae y permite que sólo entre una pequeña cantidad de sus. En condiciones de baja iluminación, el iris se dilata para permitir la entrada de más luz.
Cuando la luz llega la retina, es detectada por lo bastones y conos. Los conos se concentran en el centro de la retina en una zona llamada fóvea central y los bastones son mucho más numerosos en la periferia de la retina. No hay bastones en la fóvea central.
Los bastones son sensibles a bajos niveles de iluminación y son estimulados en situaciones de luz tenue. El umbral para la visión de los bastones en aproximadamente 10-6 mL. Los conos son menos sensibles a la luz, su umbral es de sólo 10-2 mL, pero son capaces de responder a niveles de luz intensa, mientras que lo bastones no.
Los conos se utilizan principalmente para la visión diurna, llamada visión fotópica, mientras que los bastones se utilizan para la visión nocturna, llamada visión escotópica.
Este aspecto de la fisiología visual explica porque las imágenes poco iluminadas se observan mejor si no se las miran directamente. Los astrónomos y los radiólogos están familiarizados con el hecho de que los objetos tenues se observan mejor periféricamente, donde predomina la visión mediante bastones.
Los conos perciben los objetos pequeños mucho mejor que los bastones. Esta habilidad para percibir los detalles más finos se llama precisión visual. Los conos también pueden detectar mucho mejor las diferencias en los niveles de brillo. Además, los conos son sensibles a un amplio rango de longitudes de onda. Los conos perciben el color, pero lo bastones prácticamente no pueden hacerlo.
LA TÉCNICA DE LA FLUOROSCOPIA
Durante la fluoroscopia se desea el máximo detalle en las imágenes, hecho que requiere imágenes muy intensas. El intensificador de imagen fue desarrollado principalmente para reemplazar las pantallas fluorescentes convencionales, que debían observarse en una habitación a oscuras después de un período de adaptación a la oscuridad de 15 minutos. El intensificador de imagen eleva la iluminación a la región observable por los conos, donde la exactitud visual es más grande.
El brillo de un imagen fluoroscópica depende principalmente de la parte de la anatomía que se estudia, los kVp y los mAs.
La influencia de los kVp y mAs en la imagen fluoroscópica es similar a su influencia en la calidad de las imágenes radiográficas. Generalmente, son preferibles un alto nivel de kVp y uno bajo de mAs.
INTENSIFICACIÓN DE IMÁGENES Tubo intensificador de imagen
El tubo intensificador de imagen es un dispositivo electrónico que recibe el haz de rayos x y lo convierte en una imagen de luz visible de alta intensidad. Los componentes del tubo se sitúan dentro de una carcasa metálica o de vidrio, que aporta un soporte estructural a la vez que lo mantiene en el vacío. Cuando se instala, el tubo se monta dentro de un contenedor metálico para protegerlo de una mala manipulación y una posible rotura.
Los rayos equis salen del paciente e inciden en el tubo intensificador de imagen interactuando con el fósforo de entrada, que es yoduro de cesio (CsI). Cuando el rayo interactúa con el fósforo de entrada, su energía se convierte en luz visible (este efecto es similar en las pantallas de intensificación de radiografías).
Los cristales de CsI se construyen como pequeñas agujas y se agrupan en una capa de aproximadamente 300 µm. Cada cristal tiene aproximadamente 5 µm de diámetro.
El siguiente elemento activo del tubo intensificador de imagen es el fotocátodo, está ligado directamente al fósforo de entrada a través de una capa adherente fina y transparente. El fotocátodo es una capa fina de metal que está compuesta habitualmente de cesio y antimonio, que responden a la estimulación del fósforo de entrada con la emisión de electrones. Este proceso se llama foto emisión.
El número de electrones emitidos por el fotocátodo es directamente proporcional a la intensidad de luz que llega. Consecuentemente, el número de electrones emitidos será proporcional a la intensidad de rayos x incidente.
El tubo intensificador de imagen tiene aproximadamente 50 cm de profundidad. Una diferencia de potencial de alrededor de 25.000 V se mantiene a través del tubo entre el fotocátodo y el ánodo para que los electrones producidos por foto emisión sean acelerados hacia el ánodo.
El ánodo es una placa circular con un agujero en el medio para permitir que los electrones circulen a través de él hacia el fósforo de salida.
El fósforo de salida se encuentra al otro lado del ánodo y usualmente está compuesto de sulfuro de cinc- cadmio. Este fósforo de salida es donde los electrones interactúan y producen luz.
Para que el patrón de imágenes exacto, el camino del electrón desde el fotocátodo hasta el fósforo de salida debe ser preciso. Los aspectos una transmisión correcta del electrón se llaman óptica electrónica. El dispositivo responsable de este control, llamado lente de enfoque electroestática, se encuentra situado a través de la longitud del tubo intensificador de imagen.
Los electrones llegan al fósforo de salida con una alta energía cinética y contienen la imagen del fósforo de entrada en una forma miniaturizada.
La interacción de estos electrones de alta energía con el fósforo de salida produce una cantidad de luz considerable. Cada fotoelectrón que llega al fósforo de salida produce de 50 a 75 veces más fotones que los que fueron necesarios para crearlo. La secuencia completa de eventos del interacción inicial de los rayos X. atrasaría el imagen esquematiza la siguiente figura.
Se llama ganancia de flujo al cociente entre el número de fotones en el fósforo de salida y el número de rayos x en el fósforo de entrada.
El incremento de la iluminación de la imagen se debe a la multiplicación de los fotones en el fósforo de salida comparado con los rayos x en el fósforo de entrada, y a la reducción de la imagen del fósforo de entrada al fósforo de salida. La ganancia de brillo es la capacidad del tubo intensificador de imagen para incrementar el nivel de iluminación de la imagen.
La ganancia de brillo es el producto entre la ganancia de reducción y la ganancia de flujo. La ganancia de reducción es el cociente entre el diámetro del fósforo de entrada al cuadrado y el diámetro del fósforo de salida al cuadrado. El tamaño el fósforo de salida es bastante estándar está entre 2,5 y 5 centímetros. El tamaño del fósforo de entrada varía entre 10 y 35 centímetros y se utiliza para identificar los tubos intensificadores de imagen.
La ganancia de brillo de la mayoría de los intensificadores es de 5000 a 30.000 y decrece con la edad del tubo y su utilización. Cuando el tubo intensificador envejece, la dosis al paciente debe ser incrementada para mantener la luminosidad.
La ganancia de brillo se define ahora como el cociente entre intensidad de iluminación en el fósforo de salida, medida en candelas por metro cuadrado (cd/m2)y la intensidad de radiación incidente en el fósforo de entrada, medida en mR/s. Esta cantidad se llama factor de conversión y es aproximadamente 0,01 veces la ganancia del brillo. El factor de conversión es la cantidad adecuada para expresar la intensificación.
Los intensificadores de imagen tiene factores de conversión de 50 a 300. Esto corresponde una ganancia de brillo de 5000 a 30.000.
Las imágenes fluoroscópica son visualizadas en:
Un televisor. Una Cámara de serigrafía (utiliza una película de 105 mm). Una cámara cinematográfica. Un monitor digital.
La radiación dispersa en forma de rayos x, electrones y luz puede reducir el contraste de los tubos intensificador de imagen debido un proceso llamado resplandor velado. La señal del resplandor velado se produce detrás del disco de plomo colocado en el fósforo de entrada. Los tubos avanzados de tipo II tienen un fósforo de salida diseñado para reducir el resplandor del lado.
Intensificación de imágenes multicampo:
La mayoría de los intensificadores de imagen son del tipo multicampo. Ofrecen mayor flexibilidad para todos los tipos de exámenes fluoroscópica os y son un componente estándar de la fluoroscopia digital. Los tubos de campo dual se presentan en distintos tamaños, pero quizás el más popular es el de 25 cm/17 cm. Los tubos de tricampo de 25/17/12 y 23/15/10 también son utilizados.
Las dimensiones numéricas se refieren al diámetro del fósforo de entrada del tubo intensificador de imágenes. La siguiente imagen muestra el modo de operación de un tubo multicampo típico, en concreto de uno 25/17.
En el modo 25 cm, los fotoelectrones del fósforo de entrada son acelerados hacia el fósforo de salida. Cuando se opera en modo 17 cm, el voltaje de las lentes de focalización electrostático aumenta, lo que hace que el punto focal de los electrones se desplace más lejos del fósforo de salida, en consecuencia, sólo los electrones provenientes del centro del fósforo de entrada, 17 cm de diámetro, inciden en el fósforo de salida.
El principal resultado de este cambio en el punto focal en la reducción del campo visible y la magnificación de la imagen. La utilización de dimensiones más pequeña en un tubo multicampo siempre produce como resultado un imagen magnificada, con un factor de magnificación directamente proporcional al cociente de los diámetros. Un tubo 25/17 operado en modo 17 cm produce un imagen que es 1,5 veces más grande que el imagen producida en modo 25 cm. (25/17=1,47).
La magnificación de la imagen tiene un precio, la ganancia de reducción se reduce porque inciden menos electrones en el fósforo de salida. El resultado es una imagen más oscura. Para mantener el mismo nivel de brillo, en nivel de mAs del tubo de rayos x aumenta a través del ABC, incrementando la dosis al paciente. Este incremento no dosis al paciente tiene como resultado una mejor calidad de imagen.
Debido a que sólo la parte central del fósforo de entrada es utilizado en el modo de magnificación, la resolución espacial también resulta mejorada. En el modo 25 cm, un tubo intensificador de imagen de CsI puede obtener imágenes con una resolución de 0,125 mm (4 pl/mm); en el modo 10 cm, la resolución es aproximadamente de 0,08 mm (6 pl/mm).
MONITORIZACIÓN DE IMÁGENES FLUOROSCÓPICA. Monitorización mediante televisión:
Cuando se utiliza un sistema de monitorización basado en televisión, el fósforo de salida del tubo intensificador de imagen se acopla directamente con el tubo de una cámara de televisión. El vidicon mostrado en la imagen es el tubo de la cámara de televisión que más a menudo se utilizan en fluoroscopia mediante televisión.
Tiene una superficie de entrada sensible con el mismo tamaño que el fósforo de salida del tubo intensificador de imagen. El tubo de la cámara de televisión convierte la imagen en forma de luz, proveniente del fósforo de salida, en una señal eléctrica que se envía al monitor de televisión, la Cual se reconstruye como una imagen en la pantalla del televisor. Una de las grandes ventajas de esto es que el nivel de brillo y contraste pueden controlarse electrónicamente y también permite que muchos observadores puedan ver la imagen a la vez, incluso es habitual situar monitores fuera de la sala examen para permitir la observación a otras personas.
La monitorización mediante televisión también permite el almacenamiento de imágenes en formato electrónico para su posterior reproducción y manipulación como veremos más adelante en fluoroscopia digital.
Cámaras de televisión: la cámara de televisión consiste en una carcasa cilíndrica de unos 15 mm de diámetro por 25 cm de largo, que contiene el centro del tubo de la cámara de televisión. Contiene también las bobinas electromagnéticas que permiten direccionar apropiadamente el haz de electrones dentro del tubo. Existen gran cantidad de tubos de cámara de televisión para fluoroscopia de televisión, pero el vidicon y su versión modificada, el Plumbicon, son los utilizados habitualmente.
La carcasa de vidrios utiliza igual que los tubos de rayos x para mantener el vacío y proporcionar un soporte mecánico para los elementos internos.
Elementos internos: cátodo, cañón de electrones, rejilla electrostático a y dispositivos de blanco (sirve como ánodo).
El cañón de electrones es un filamento calentado que proporciona un nivel de corriente constante mediante emisión termo termiónica. Estos electrones conforman el haz de electrones gracias a la rejilla de control, que también permite acelerar los electrones hacia el ánodo.
El haz de electrones es acelerado y enfocado mediante rejillas electrostáticas adicionales. El tamaño del haz de electrones y su posición son controlados mediante bobinas electromagnéticas conocidas como bobinas que de selección, bobinas de enfoque y bobinas de alineamiento.
En la parte final del ánodo, el haz de electrones pasa a través de una estructura en forma de malla e interactúa con el dispositivo de blanco. Este dispositivo consiste en tres láminas encajadas entre ellas.
• La lámina anverso o ventana, la parte fina de la carcasa de vidrio.
• La lámina de señal : parte interior de la ventana que se encuentra recubierta por una fina capa de metal o grafito, la cual es suficientemente fina para transmitir la luz, aunque suficientemente espesa para conducir eficientemente la electricidad. Su nombre deriva del hecho de que conduce la señal de video hacia fuera del tubo hasta el circuito de video externo.
• La lámina fotoconductiva: en la parte interior de la lámina de señal es encuentra una capa fotoconductiva de trisulfuro de antimonio. Esta capa se llama también blanco y el haz de electrones interactúa con ella. Este sulfuro de antimonio es fotoconductivo ya que al ser iluminado conduce electrones, y cuando no se encuentre iluminado se comporta como un aislante.
El mecanismo del blanco es complejo. Cuando la luz procedente del fósforo de salida del tubo intensificador de imagen golpea la ventana, es transmitida a través de la lámina de señal al blanco. Si él ha de electrones incide en la misma parte del blanco al mismo tiempo, parte de sus electrones son conducidos a través del blanco a la lámina de señal y de aquí al exterior del tubo como señal de video. Si el área del blanco no se encuentra iluminada, no se produce señal de vidrio. La magnitud de la señal de video es proporcional a la intensidad de luz.
Acoplamiento al intensificador de imagen:
Los intensificadores de imagen y los tubo de cámara de televisión o CCD se producen de tal manera que el fósforo de salida del tubo tiene el mismo diámetro que la ventana del tubo de la cámara de televisión, usualmente 2,5 o 5 cm. Normalmente se utilizan dos métodos para sujetar o acoplar el tubo de la cámara de televisión o CCD al tubo intensificador de imagen:
Fibra óptica: Es el método más simple. El haz de fibra óptica tiene sólo unos pocos milímetros de grosor y contiene millares de fibras de vidrio por milímetro cuadrado por corte transversal. Su ensamblaje compacto, hecho que hace fácil mover la torre del intensificador de imagen. Resistente y puede soportar una manipulación poco cuidadosa. La principal desventaja es que no puede acoplar dispositivos de adquisición de imagen auxiliares, como por ejemplo cámara de cine o de seriografía. Este tipo de acoplamiento requiere películas de serigrafía cargadas mediante cassettes.
Lente acopladora: Este acoplamiento sirve para poder aceptar una cámara de cine o una película de seriografía. Este tipo acoplamiento requiere un ensamblaje mucho más grande, que debe manipularse con precaución. Es absolutamente esencial que las lentes y el espejo permanezcan ajustados. La mala colocación da como resultado una imagen desenfocada.
La lente objetivo acepta la luz procedente del fósforo y la convierte en un haz paralelo. Cuando se registra una imagen en una película, el haz queda interrumpido por el espejo divisor del haz, de modo que sólo una parte es transmitida la cámara de televisión, el resto se refleja en la película. Este tipo dispositivo permite al fluoroscopista visualizar la imagen mientras ésta está siendo registrada.
El espejo divisor del haz se retira del haz cuando la cámara de serigrafía no se utiliza. Tanto la cámara de televisión como la cámara de serigrafía están acopladas a lentes que enfocan el haz de luz paralelo a la película o al blanco de las respectivas cámaras. Estas lentes de cámara son los elementos más críticos en la cadena óptica en términos de alineamiento. A pesar de que las lentes son presentadas como simples lentes convexas, se debe entender que cada una de ellas es un conjunto de lentes consistente en diversas lentes separadas.
Monitor de televisión:
La señal de video se amplifica y se transmite por cable al monitor de televisión, donde se transforma de nuevo en una imagen visible. El monitor del televisor forma uno de los extremos de un circuito cerrado de televisión. El otro extremo es el tubo de la cámara de televisión. Hay dos diferencias entre un circuito cerrado de televisión para fluoroscopia y un equipo de televisión para uso doméstico: no hay sonido ni selección de canal. Habitualmente hay sólo dos controles que el técnico manipula: el contraste y el brillo.
El centro del monitor de televisión es el tubo generador de imagen o tubo de rayos catódicos. Es similar al tubo de la cámara televisión en varios aspectos: la carcasa de vidrio, el cañón de electrones, las bobinas externas para el enfoque y el direccional miento de los electrones. Se diferencia del tubo de la cámara televisión en el hecho de que es mucho más grande y su ánodo consiste en una pantalla fluorescente con revestimiento de grafito
La señal de video recibida por el tubo generador de imágenes está modulada, es decir, su magnitud es directamente proporcional al intensidad de luz recibida por el tubo de la cámara televisión. A diferencia del tubo de la cámara televisión, el haz de electrones del generador de imágenes varía en intensidad dependiendo de la modulación de la señal de video.
La intensidad de los electrones está modulada por la rejilla de control, que está fijada al cañón de electrones. En haz de electrones está enfocado a la pantalla fluorescente de salida mediante bobinas externas. Allí los electrones interactúan con el fósforo de salida y producen una ráfaga de luz.
El fósforo está compuesto de cristales lineales alineados perpendicularmente a la carcasa de vidrio para reducir la dispersión lateral. Usualmente se encuentra respaldado por una fina capa de aluminio, que transmite el haz de electrones pero refleja la luz.
Imagen de televisión: la imagen del monitor de televisión se forma de un modo complejo, pero puede describirse de un modo muy simple. Implica la transformación de la imagen en luz visible. Esto supone la transformación de la imagen de luz visible del fósforo de salida del tubo intensificador de imagen en una señal de video eléctrica que se crea mediante un haz de electrones constante en el tubo de la cámara televisión. La señal de video modula el haz de electrones del generador de imágenes del tubo de televisión y transforma el haz de electrones en una imagen visible en la pantalla fluorescente del tubo.
Los dos haces de electrones, el constante situado en el tubo de la cámara de televisión y el modulado en el tubo generador de imágenes, son finamente enfocados y dirigidos de forma precisa y sincronizada por las bobinas electromagnéticas externas de cada tubo. Los haces están sincronizados porque siempre se encuentran en la misma posición en el mismo momento y se mueven del mismo modo.
El movimiento de estos haces de electrones produce un patrón de rastreo en la pantalla del tubo generador de imágenes.
El haz de electrones empieza en la esquina superior izquierda de la pantalla y se mueve a la esquina superior derecha, creando una línea de intensidad variable mientras se desplaza. Esto se llama traza activa. Entonces el haz de electrones es desconectado y vuelve al lado izquierdo de la pantalla, esto es el regreso horizontal.
Se van sucediendo una serie de trazas activas, seguida por los regresos horizontales, hasta que el haz de electrones llega a la parte inferior de la pantalla. El haz de electrones completa un campo de televisión.
El haz de electrones es desconectado de nuevo y sigue un regreso vertical hacia la parte superior de la pantalla.
El haz de electrones crea un segundo campo de televisión, el mismo que el anterior salvo por el hecho de que cada traza activa es trazada entre dos trazas activas adyacentes del primer campo dibujado. Éste movimiento del haz de electrones se llama interlazado, y dos campos de televisión interlazados forman una imagen de televisión.
La monitorización mediante video utiliza frecuencias de 30 imágenes por segundo.
El tubo de la cámara de televisión, a medida que el haz de electrones lee la señal óptica, esta va siendo borrada. En el tubo generador de imágenes de un televisor, a medida que el haz de electrones crea una señal óptica de televisión, ésta va desvaneciéndose; debido a esto se utiliza el término pantalla fluorescente. Por lo tanto cada imagen de televisión representa 33 ms de nueva información.
Las emisiones estándar y los circuitos cerrados de televisión se llaman sistemas de 525 líneas porque tienen 525 líneas de traza activa por cada imagen. De hecho, sólo tienen 480 líneas por imagen debido al tiempo requerido para el regreso. Los sistemas con propósitos especiales tienen 875 o 1024 líneas por imagen y por lo tanto muestran una mejor resolución espacial. Estos sistemas de alta resolución son especialmente importantes para fluoroscopia digital.
Por un intensificador de imagen de 23 cm, un sistema de televisión de 525 líneas proporciona una resolución espacial de aproximadamente1 pl/mm; un sistema de 1024 líneas proporciona una resolución de 2 pl/mm.
La resolución vertical se determina por el número de líneas escaneadas. La resolución horizontal se determina por el ancho de banda. El ancho de banda se expresa en frecuencia y describe el número de veces por segundo que el haz de electrones puede ser modulado. Un ancho de banda de 1 MHz indicará que la intensidad del haz de electrones puede cambiarse un millón de veces cada segundo.
El objetivo de los diseñadores de televisión es crear una imagen de televisión que tenga la misma resolución vertical que horizontal. Los televisores comerciales presentan un ancho de banda de aproximadamente 3,5 MHz. Las utilizables en fluoroscopia tienen aproximadamente 4,5 MHz; un sistema de alta resolución con 1000 líneas tiene un ancho de banda de 20 MHz.
El monitor de televisión sigue siendo el elemento más débil en un sistema intensificado de fluoroscopia. Un sistema de 525 líneas tiene aproximadamente 2 pl/mm de resolución espacial, pero el intensificador imagen es suficientemente bueno para llegar a 5pl/mm. Por lo tanto, para sacar partido de la resolución superior de un intensificador de imagen, la imagen debe registrarse con una película fotográfica a través de una cámara fotográfica ópticamente acoplada.
Registró de imagen:
Las películas que se biografías cargadas mediante cassettes convencionales son uno de los métodos utilizados en los fluoroscopios de imagen intensificada. La película se coloca entre el paciente y el intensificador de imagen.
Durante la fluoroscopia, el cassette se sitúa en una cubierta alineada para que no sea expuesta involuntariamente. Cuando se desea exponer el cassette, el radiólogo debe apretar un control que coloca adecuadamente el cassette en el haz de rayos x y cambia el modo de operación del tubo de rayos x de un nivel fluoroscópico, con bajo mA, a un nivel radiográfico con alto mA. A veces el ánodo que gira requiere unos segundos para ser calentado a una velocidad más alta.
La película de serigrafía está enmascarada por una serie de diafragma para permitir diversos formatos de imagen. Cuando se expone la película entera de una sola vez, se llama uno-uno-uno. Los modos cuatro-uno-uno y seis-uno-uno también son posibles, siendo las imágenes cada vez más pequeñas.
El uso de la película seriográfica requiere una dosis al paciente superior, y el retraso de exposición a veces es molesto, pero proporcionan un formato familiar para los radiólogos y producen una imagen de alta calidad.
La cámara photospot es similar a una cámara de seriografía, excepto por el hecho de que sólo dispone de un fotograma cuando es activada. Recibe la imagen del fósforo de salida del tubo intensificador de imagen, y por lo tanto requiere menos exposición del paciente que una película de seriografía cargada por cassette. Este tipo de cámara no requiere una interrupción importante del examen fluoroscópico y evita la carga de calor en el tubo de rayos x.
Esta cámara utiliza tamaños de película de 70 y 105 mm. En general, un tamaño de película mayor da como resultado una mejor calidad de imagen pero una dosis al paciente mayor. Incluso con las películas 105 mm, la dosis al paciente es sólo aproximadamente la mitad que la requerida por una película de serigrafía por cassette.
FLUOROSCOPIA DIGITAL
Las ventajas de la fluoroscopia digital respecto a la fluoroscopia convencional son la velocidad de adquisición de la imagen y la posibilidad del post procesado de la imagen para mejorar su contraste. En fluoroscopia digital la resolución espacial está determinada por la matriz de la imagen y el tamaño del intensificador de imagen. La resolución espacial está limitada por el tamaño del píxel.
Tamaño del píxel = tamaño del intensificador imagen/matriz
Un examen de fluoroscopia digital se desarrollan un modo muy similar a un estudio fluoroscópica o convencional solo que e ha añadido un ordenador, así como dos monitores de televisión y una consola de operación más compleja.
Generador de alto voltaje: durante las fluoroscopia digital el tubo de rayos X. situado debajo de la camilla opera en modo radiográfico. La corriente del tubo se mide centenares de mA en vez de en menos de 5 mA, como el caso la fluoroscopia de imagen intensificada. Esto no es un problema. Si el tubo tuviera activado continuamente, funcionar inadecuadamente debido a la sobrecarga térmica y la dosis al paciente serían extremadamente alta. Las imágenes de fluoroscopia digital se obtienen pulsando el haz de rayos x en un modo llamado fluoroscopia de pulsos progresivos.
Frecuencias de adquisición de imágenes de 1 por segundo a 10 por segundo son comunes en muchos exámenes. Debido al hecho de que se requieren 33 ms para producir un fotograma de video, las exposiciones de rayos x largas de este tiempo dan como resultado una dosis al paciente innecesaria. Existe un límite teórico, y pueden ser necesarios tiempo de exposición más largos para asegurar un nivel de ruido bajo y una buena calidad imagen. En consecuencia, el generador de rayos x de ser capaz de encenderse y apagarse muy rápidamente. El tiempo requerido para que el tubo de rayos x sea encendido y llegue a los niveles de kVp y mAs seleccionado es el tiempo de interrogación. El tiempo requerido para que el tubo de rayos x sea apagado es el tiempo de extinción. Los sistemas de fluoroscopia digital deben incorporar generadores trifásico de alta frecuencia con tiempos de interrogación y de extinción de menos de 1 ms.
Dispositivo de carga acoplada (CCD)
Estos dispositivos reemplazaron a los tubos de cámara de televisión en los sistemas de video. Hoy en día se utilizan en las cámaras de video domésticas, las televisiones comerciales, en vigilancia y seguridad y en astronomía.
La imagen muestra un dispositivo de carga acoplado que tiene píxeles de 14 µm colocados en forma de matriz de 2048 × 2048 y visualiza la salida de luz de un tubo intensificador de imagen.
El componente sensible de un CCD es una placa de cristales de silicio. Cuando el silicio se ilumina se genera carga eléctrica, que posteriormente se muestra, píxel a píxel, y se manipula para producir un imagen digital. El CCD se monta en el fósforo de salida del tubo intensificador de imagen y se acopla mediante fibra óptica o un sistema de lentes.
Su principal ventaja es su tamaño reducido y su robustez.
Las principales ventajas para la visualización médica son:
• Alta resolución espacial.
• Alta relación señal ruido.
• Alta eficiencia cuántica de detección.
• No se requiere calentamiento.
• No hay demoras ni blooming.
• No hay distorsión espacial.
• No se requiere mantenimiento.
• Vida ilimitada.
• No están afectados por campos magnéticos.
• Respuesta lineal.
• Dosis menor
La resolución espacial está determinada por su tamaño físico y recuento de píxeles. Los sistemas que incorporan una matriz de 1024 píxeles pueden producir imágenes con 10 pl/mm.
El CCD tiene una sensibilidad a la luz (DQE detective quantum efficiency - eficiencia cuántica de detección) más alta y un nivel más bajo de ruido electrónico que una cámara de televisión. El resultado es una señal ruido más alta y una mejor resolución de contraste. Estas características dan como resultado una dosis al paciente menos.
La respuesta de un CCD a la luz es muy estable. No se requiere calentamiento. No hay ni retraso de la imagen ni blooming. Tiene un tiempo de vida ilimitado y no requiere mantenimiento pero quizás la característica más importante es su respuesta lineal. Otros receptores de imagen tiene una respuesta de forma sigmoidea, que hace difícil la visualización de objetos muy oscuros o muy brillantes. La información de la región puntera y de hombros se pierde. Esta respuesta lineal es especialmente útil para la sustracción de imagen. El resultado es un rango dinámico de mejorado y una mejor resolución de contraste.
Sistema de video:
El sistema de video utiliza un fluoroscopia convencional es habitualmente un sistema de 525 líneas, este tipo de sistemas adecuados para fluoroscopia digital a pesar de que se puede obtener una resolución espacial mejor con sistemas de 1000 líneas. El video convencional tiene dos limitaciones.
1. El modo entrelazado o lectura del blanco de la Cámara televisión puede degradar significativamente un imagen digital.
2. Los tubos de cámara de televisión convencional son relativamente ruidosos. Tienen un SNR de aproximadamente 200:1, mientras que para fluoroscopia digital se requiere una SNR de 1000:1
Modo interrelacionado versus modo progresivo: en fluoroscopia convencional el método que utiliza el tubo de cámara de televisión convencional para leer el blanco se ha llamado modo interlazado, donde dos campos de 262 1/2 líneas cada uno se leen en 1/60 seg. (17 ms) para formar un fotograma de video de 525 líneas en 1/30 seg.(33 ms).
En fluoroscopia digital, el tubo de la cámara de televisión lee en modo progresivo. Cuando se lee la señal de video en modo progresivo, el haz de electrones del tubo de la cámara de televisión barre el dispositivo de blanco continuamente de la parte superior a la parte inferior en 33 ms.
La imagen de video se forma de manera similar en un monitor de televisión. No hay interlazado entre un campo y el otro. Éste hecho produce una imagen más aguda y con menos parpadeo.
Ratio señal-ruido. Todos los dispositivos electrónicos son inherentemente ruidosos. Debido a filamentos calentados y diferencias de voltajes, siempre hay una pequeña corriente fluyendo por cualquier circuito. Esto se conoce como ruido electrónico de fondo. Debido a que los tubos de cámara de televisión convencionales tienen una SNR de alrededor 200:1, la máxima señal de salida será 200 veces mayor que el ruido eléctrico de fondo. Una SNR de 5:1 es mínimamente visible.
Una SNR 200:1 no es suficiente para fluoroscopia digital debido a que la señal de video se encuentra raramente en su máximo, y las señales más débiles quedan más ocultas por el ruido. Esto es especialmente habitual cuando se utiliza la técnica de sustracción de imagen. En contraste en la resolución queda gravemente degradado por un sistema con una baja SNR.
Ordenador: los mini ordenadores y los micros procesadores se utilizan en fluoroscopia digital. Las características importantes de un sistema de fluoroscopia digital controlado por ordenador son el tamaño de la matriz de imagen, el rango dinámico del sistema y la frecuencia de adquisición imágenes.
La señal de salida del tubo de la cámara televisión se transmite por cable a un conversor analógico digital. Éste acepta continuamente señales de salida variantes procedentes de la cámara televisión y las digitaliza.
Para ser compatible con el ordenador, el conversor analógico digital, debe tener el mismo rango dinámico que el sistema de fluoroscopia digital. Un conversor analógico digital de 8 bits convertirá una señal analógica a valores entre 0 y 255 mientras que uno de 10 bits será más preciso, con un rango de conversión de 0 a 210 (de 0 a 1023).
La salida del conversor es transferida a la memoria principal y se manipula de manera que la imagen se almacena en forma de matriz. El rango dinámico de cada píxel, el número de píxeles y el método almacenamiento determina la velocidad con la que la imagen puede ser transmitida, procesada y transferida al dispositivo de salida.
Si el almacenamiento de la imagen se hace en la memoria primaria entonces la adquisición y transferencia de datos podrá ser tan rápida como de 30 imágenes por segundo. Si se dobla el tamaño de la matriz de la imagen el ritmo de adquisición imágenes se verá reducido por un factor de cuatro.
Un sistema representativo debe ser capaz de adquirir 30 imágenes por segundo trabajando con la matriz de 512 × 512. Si se requiere una resolución espacial de 1024 × 1024, entonces sólo se pueden adquirir 8 imágenes por segundo. Esta limitación es la transferencia de datos viene impuesta por el tiempo requerido para conducir la enorme cantidad de datos de un segmento de memoria a otro.
Formación de imagen
La principal ventaja de los exámenes mediante fluoroscopia digital es la posibilidad de utilizar técnicas y sustracción de imágenes y la habilidad de visualizar los vasos sanguíneos con inyección venosa de material de contraste.
El contraste de la imagen puede ser mejorado electrónicamente mediante técnicas de sustracción que ofrecen una visualización instantánea de la imagen sustraída, durante el paso del bolo de medio de contraste.
La sustracción temporal y la sustracción de energía son los dos métodos que reciben atención en fluoroscopia digital. Cuando se combinan a dos técnicas el proceso se llama sustracción y vida.
Características de la sustracción temporal:
Se utiliza un solo nivel de kVp
El filtraje de rayos x normales es adecuado
Se consiguen resoluciones de contraste de 1 mm al 1%
Sólo se requiere una simple sustracción aritmética de las imágenes.
Los artefactos de movimientos son un problema
Si se consigue la sustracción total de estructuras comunes.
Las posibilidades de sustracción están limitadas por el número de imágenes.
Características de la sustracción de energía
Se requiere una alternancia rápida de voltajes.
Es preferible alternar el filtro de los rayos x.
Se requieren intensidades más altas de rayos x para conseguir una resolución de contraste comparable.
Se requiere una sustracción de imágenes complejas.
Los artefactos de movimiento quedan ampliamente reducidos.
Pueden quedar residuos de los huesos después de la sustracción de imagen.
Existen muchos más tipos de sustracción de imagen en posibles
Modo de máscara: es un proceso habitual donde el paciente se coloca debajo del control del fluoroscopia normal para asegurar que la región de la anatomía que se investigue hasta dentro del FOV del intensificador de imagen. Un inyector de potencia se arma y se prepara para proporcionar de 30 a 50 ml de material de contraste a un ritmo aproximado de 15 a 20 ml/seg. a través de una entrada venosa. Si se escoge una arteria, de 10 a 25 ml material de contraste diluido entre 10-12 mL/seg. Es la dosis habitual. El aparato de visualización se cambia el modo fluoroscopia al modo fluoroscopia digital. Éste hecho requiere un aumento en la corriente del tubo de rayos x de 20 a 100 veces mayor que la de modo fluoroscopia convencional y la activación del programa de adquisición pulsadas de imágenes. Se enciende el inyector y después de una demora de 4 a 10 seg, antes de que el bolo de medio de contraste llegue al lugar anatómico, se hace una exposición pulsada de rayos x inicial. La imagen obtenida se almacena en la memoria primaria y se visualiza el monitor de video (fig. A). Esta es la imagen mascara. Esta imagen va seguida de una serie de imágenes adicionales que se almacena en las posiciones de memoria adyacente. Mientras adquiere esta secuencia de imágenes, la imagen máscara se sustrae de cada una de ellas y sus resultados almacena la memoria primaria. Al mismo tiempo, la imagen sustraída se visualiza el monitor de video (fig C).
La sustracción digital de un objeto estático (el cráneo) permite un mejor análisis de las arterias ensombrecidas, especialmente en las partes alejadas.
Las imágenes sustraídas aparecen en tiempo real y se almacena en la memoria. Después del examen, cada imagen sustraída puede ser recuperada para un examen más preciso.
Sustracción híbrida: la adquisición de imágenes sigue el mismo procedimiento que el modo máscara y cada imagen siguiente a la máscara se forman mediante la técnica de sustracción de energía. Si se puede controlar el movimiento del paciente, la técnica de visualización híbrida puede producir teóricamente las imágenes de más alta calidad en fluoroscopia digital.
Dosis al paciente
Una ventaja potencial de la fluoroscopia digital es su reducida dosis al paciente. Las imágenes parecen continuas, pero de hecho son discretas. La mayoría de hace de rayos x se pulsan para llenar uno o más fotogramas de vídeos desde 33 ms; sin embargo, el ritmo de dosis fluoroscópica es más bajo que para fluoroscopia analógica continua a pesar de que el nivel de mA sea mayor.
Las imágenes estáticas también se hacen con una menor dosis por fotogramas que con la película fotográfica de 100 mm. El tubo la cámara de televisión y el CCD, tienen una sensibilidad más alta con una película fotográfica.
Las imágenes digitales son tan fáciles de adquirir que posible hacer más exposiciones que las necesarias si por algún motivo el fluoroscopista no presta atención al examen se perderá cualquier ahorro de la dosis al paciente.
¿Cuáles son los beneficios de una fluoroscopía?
Las ventajas de la navegación por fluoroscopia son la reducción del
tiempo quirúrgico y la cantidad de irradiación, que pasa de unos
140 segundos sin navegación a sólo 8 segundos, lo cual supone una
diferencia sustancial. Con respecto a la duración de la intervención, es
entre un 10 y un 15 por ciento más rápida, lo cual es clave, teniendo
en cuenta que alargar el tiempo quirúrgico aumenta el riesgo de
infección. La fuente de dolor es identificada y localizada con precisión.
La técnica puede ser empleada a través de todo el cuerpo, incluso
pacientes con dificultades anatómicas pueden ser inyectados con un
mínimo de riesgo. Además, pueden utilizarse agujas delgadas imponiendo
menor riesgo y mejorando el confort del paciente.
9. ¿Cuáles son las dosis típicas en la fluoroscopia?
En el cuadro 1 se muestran los valores típicos de la dosis efectiva y del producto dosis por área (DAP):
Cuadro 1: valores medios de dosis efectiva y de DAP de los exámenes de fluoroscopia con sustancia de contraste
Estudios de radiografía o fluoroscopia
Dosis efectiva media (mSv)
Producto DAP medio(Gy cm2)
Número equivalente de radiografías de tórax PA (de 0,02 mSv cada una)
Ortoplastia (cadera) [1]
0.7
35
Pelvimetría [2]
0.8
40
Cistouretrograma de micción (MCU) [2]
1.2
6.4
60
Histerosalpingografía (HSG) [2]
1.2
4
60
Discografía [3]
1.3
65
Serie esofágica con deglución bario [4]
1.5
75
Fistulograma [2]
1.7
6.4
85
Cistografía [2]
1.8
10
90
Mielografía [2]
2.46
12.3
123
Serie gastroduodenal con toma de bario[2]
2.6
130
Serie gastroduodenal con tránsito intestinal de bario [4]
3
150
Sinografía [2]
4.2
16
210
Exploración con enema de bario [2]
7.2
360
Exploración del intestino delgado con enema de bario [2]
MA, MAS, KV y su relación en la calidad de la imagen
Kilovoltaje (kv)
El control primario de la calidad del haz, y por lo tanto de la penetrabilidad del haz. Un haz de rayos x de mayor calidad es un haz de mayor energía y por lo tanto con más probabilidades de penetrar la anatomía de interés. Tiene más efecto que cualquier otro factor en la exposición del receptor de imagen porque afecta la calidad del haz. Cuando se incrementa el kvp se emite más rayos x, y tiene más energía y penetrabilidad. El kvp controla las escalas de contraste de las radiografías, a medida que aumenta hay menos adsorción diferencial y más ruido en la imagen por tanto un kvp alto resulta en una reducción del contraste de la imagen.
El kvp:
es la técnica que establece la penetración del rayo, o sea, cuanta radiación se necesita para hacer la radiografía.
El mA:
son los Amperes q se utilizaran para hacer la radiografía.
El mAs:
son los Amperes q se utilizaran para hacer la radiografía por segundo. Ambos son tiempos de exposición, el técnico trata de utilizar menos tiempo MA para evitar mucha radiación en el paciente, al disminuir el kv se aumenta el mA para una buena definición de la imagen pero emite mayor cantidad de radiación. Cuando los mAs disminuyen o aumentan, el número de electrones útiles para producir el haz de rayos X disminuye o aumenta en el mismo sentido, y en consecuencia de la intensidad del haz.
Calculo del kv
La tensión de pico o kilovoltaje, es el factor que más influye en la exposición radiográfica, ya que afecta la calidad del haz y no tanto su cantidad. Si se aumenta la tensión de pico se producen rayos más penetrantes (de alta energía). Si se producen rayos X de alta energía, el haz primario es de alta calidad. Como fórmula clásica para calcular el kilovoltaje se utiliza las siguiente regla de tres. Donde como se aprecia el kilovoltaje es igual a la multiplicación del espesor del paciente por dos más la suma de la constante. La constante es un factor practico del cálculo del kV y se obtiene al restar del kV empleado para realizar una radiografía, el espesor del paciente multiplicado por dos. Para calcular una constante de manera correcta, es necesario aplicar la formula después de haber obtenido mediante un cálculo consuetudinario adecuado, una radiografía de alta calidad; la formula ya despejada es la siguiente:
•Constante (C) = kV - Espesor (E) x 2
•Kv = espesor x 2 + constante
•Espesor x 2 = kv - constante
Por ejemplo, un sujeto que tiene un espesor toráxico de 25cm es sometido a una radiografía de tórax, y mediante 82 kV y 3.0 mAs se obtiene una radiografía de alta calidad. La operación para obtener la constante para el cálculo del kV en estudios subsiguientes es la siguiente. 82 (kV) - 50 (E x 2) = 32 (C) Una regla importante para la modificación del kV, es la regla del 15%. La cual dice que un aumento del kV en un 15%, equivale a la duplicación del mAs utilizado en una determinada técnica. Y una disminución del 15% del kV equivale a reducir a la mitad los mAs. Una aplicación sencilla de esta fórmula, es en la necesidad de hacer una técnica más rápida, ante la falta de cooperación de un paciente, y a la vez que esta técnica sea la adecuada para el estudio. Por ejemplo, si quisiéramos radiografiar el cráneo de un niño, y los factores normales fuesen 66 kV con 10 mAs y la cooperación fuera nula por parte de este, posiblemente nuestra radiografía seria inadecuada debido al movimiento, para evitar esto podemos ocupar la siguiente operación: 66+ 15% = 75.9 10/2 = 5 El resultado de esta sencilla operación, sería una técnica más rápida 75.9 kV con 5 mAs, misma que resulta adecuada para el examen, ya que nos brinda un contraste y una densidad adecuada de las estructuras en estudio.
Incrementar o reducir el contraste en una radiografía
En ocasiones es necesario cambiar el grado de contraste para obtener mayores detalles e información de la radiografía. El kilovoltaje (kV) es el factor que regula el contraste. Un kV elevado proporciona una escala de contraste más extensa o larga (menor contraste de la imagen) y un kV bajo proporciona una escala de contraste más corta (mayor contraste de la imagen). Los cambios en el kV se deben hacer en fracciones del 15%.
Un aumento del 15% del kV equivale al doble de penetración. Por lo tanto, los mAs deben reducirse a la mitad para mantener la misma penetración mientras se alarga ía escala de contraste. Una disminución del 15% del kV equivale a la mitad de penetración. Por lo tanto. Lo mAs deben doblarse para mantener la misma penetración mientras se acorta la escala de contraste.
Existe una fórmula para compensar los yesos ortopédicos húmedos, y es la siguiente:
Densidad del yeso = 2 x mAs + 10 kV Esta fórmula se ha desarrollado para aplicar con el yeso húmedo. Para los exámenes subsiguientes con el yeso seco, es necesario ajustar la fórmula y adecuar la compensación necesaria; de cualquier manera, normalmente se puede examinar con el sólo incremento del mAs al doble, que a la vez resulta suficiente.
Tiempo de exposición
Se mantienen normalmente tan cortos como sea posible, tanto para minimizar la dosis como para reducir la perdida de definición que puede resultar del movimiento. El tiempo de exposición en segundos y el mA se combinan habitualmente y son usados como un factor mAs, tanto que la mayoría de las consolas de rayos X no permiten la selección separada.
Calidad Radiográfica
Con un mAs muy reducido o una mala combinación de kv mAs obtendremos como resultado una imagen muy granulada y abigarrada. La calidad radiográfica es la fidelidad con la que una estructura anatómica es visualizada en una radiografia. Las características mas importantes son:
•Resolución espacial
Se refiere a la capacidad de visualizar objetos pequeños que tienen alto contraste.
•Resolución de contraste
Se refiere a la capacidad de distinguir estructuras anatómicas de contraste similar. El tamaño de los objetos visualizados es inversamente proporcional al contraste.
•El ruido
Es inherente al sistema de visualización, a menor ruido mejor imagen, está relacionado a la granulación de la película y a la radiación dispersa.
•Los artefactos
Son imágenes, objetos o densidades ópticas no útiles, no deseadas presentes en la imagen obtenida tras la realización de la técnica radiológica.
Factores técnicos de exposición
Cada factor ejerce un efecto de control específico sobre la calidad de la imagen radiográfica, la cual se define como la fidelidad en la representación de las estructuras anatómicas dentro de una escala de grises perceptible al ojo humano.
1) Kilovoltaje: Es el responsable de la calidad de los rayos x, es decir de la penetración. Con este factor medimos la diferencia de potencial entre cátodo y ánodo que es la fuerza con la que van a ser acelerados los electrones que se originan en el cátodo y son atraídos hacia el ánodo. (Electrones más rápidos, menor longitud de onda de los rayos X, que son más duros con mayor energía y mayor penetración). El kV es el principal factor de control del contraste (factor de calidad) el cual se define como la diferencia de densidad entre áreas adyacentes de una imagen radiográfica, cuanto mayor es esta diferencia, mayor será el contraste, cuyo objetivo es hacer más visibles los detalles anatómicos de la imagen radiográfica. El kv y el contraste son inversamente proporcionales.
2) Miliamperaje: Es el responsable de la cantidad de rayos X que emite el tubo. Con este factor se mide la corriente eléctrica que se le aplica al filamento de Tungsteno y Cesio del cátodo. El mA es el principal factor de control de la densidad radiográfica (factor de calidad) la cual se define como el grado de ennegrecimiento de la imagen revelada. Es importante que la imagen posea una densidad apropiada para poder observar adecuadamente los tejidos, órganos o estructuras ya que una densidad demasiado baja (subexposición) o demasiado elevada (sobreexposición) no permitirán esta observación.
Regla de la modificación de la densidad según Bushong (2010): se requiere de una modificación de mAs del 50% al 100% para corregir una radiografía subexpuesta, ejemplo, una radiografía de mano obtenida con 2,5 mAs que resultó con cierto grado de subexposición y debe ser repetida, el mAs debe ser duplicado o aumentado como mínimo a 5 mAs si el kv y otros parámetros no fueron modificados. Los mAs tienen una relación directamente proporcional sobre la densidad.
3) Tiempo de exposición: debe ser tan corto como sea posible.
mAs: Dosis, es el producto del mA x Tiempo exposición. Expresa la cantidad de rayos x emitida desde el tubo de rayos cada vez que se realiza un exposición.
En resumen, una regla general que se establece según Bontrager (2004), en un examen radiográfico es que deben utilizarse el máximo kVp y el mínimo mAs que brinden suficiente información diagnóstica, esto reducirá la exposición del paciente a las radiaciones y en general, logrará imágenes radiográficas que aporten buena información diagnóstica.
Ventajas y Desventajas
•Aumento del kV:
-Aumenta la radiación dispersa que llega al receptor de imagen.
-Aumenta el ruido de la imagen.
-Pérdida de contraste.
-Reducción de la dosis al paciente.
-Ancha latitud de las exposiciones permitidas en la producción del diagnóstico radiográfico.
-Aumento del mAs:
-Aumenta la cantidad de radiación.
-Densidad más alta.
-Ruido radiográfico menor.
•Técnica De Bajo Kv
Se le llama así cuando utilizamos un kv de aproximadamente 25 a 50 kv. Esta técnica tiene una ventaja insustituible, el Contraste, pero tiene también dos inconvenientes, el principal es la gran dosis de radiación que recibe el paciente (si disminuimos el kv tenemos que aumentar el mAs) y el segundo inconveniente es el largo tiempo de exposición ya que los mAs se elevan para adquirir una adecuada densidad de la película.
•Técnica De Alto Kv
-Utiliza kv de 90 a 150 kv. Esta técnica tiene una serie de ventajas:
-La penetración de los fotones de gran energía hace verdaderamente trasparentes las
estructuras del organismo.
-La dosis de radiación que recibe el paciente es bastante baja.
-El tiempo de exposición se acorta debido al bajo mAs que requiere el alto kv
-El principal inconveniente es la enorme radiación dispersa que se genera en el propio paciente con esta técnica y el bajo contraste.
