Apunte Radiologia Digital Directa e Indirecta

Facultad de Ciencias de la Salud Escuela de Tecnología Médica

Radiología Digital - Radiología Digital Indirecta - Radiología Digital Directa - Sistemas de archivos

INTRODUCCIÓN El término radiología digital se utiliza para denominar al sistema radiológico que permite obtener imágenes directamente en formato digital sin la necesidad de utilizar  películas radiográficas. Las imágenes pueden ser enviadas a través de una red a un servidor para su almacenamiento y uso posterior. La radiología convencional analógica ha demostrado por más de diez décadas que es un sistema fiable y de la cual se obtienen imágenes diagnósticas de gran calidad. A pesar de ello, todo apunta a que sus días están contados ya que la radiología digital la ha ido sustituyendo paulatinamente. La digitalización mediante la sustitución de los chasis con película fotográfica por unos nuevos chasis con “película” de fósforo fotoestimulable y que posteriormente genera una imagen digital gracias al proceso de escaneado por láser, ha originado realmente la revolución digital. Este sistema relativamente económico y cuya inversión inicial no es elevada, ha permitido su real masificación. El resto de imágenes radiológicas derivadas de TAC, resonancia y ecografía, ya son digitales en su origen por lo que su incorporación al sistema ha sido inmediata. En esta unidad destacaremos las características más importantes de los sistemas digitales, así también, sus desventajas y dificultades. La principal ventaja de la radiología digital es la posibilidad del almacenamiento y transmisión de imágenes por medios electrónicos entre cualquier punto sin importar la distancia que les separe. Los sistemas de gestión de imágenes incluyendo el almacenamiento y su distribución se denominan PACS (Picture Archiving and Communications System). Su importancia es indudable, ya que han permitido facilitar  el acceso a las imágenes radiológicas y a los informes desde cualquier punto de un centro hospitalario y también fuera de él. Este hecho ha revolucionado todo el ámbito del Diagnóstico por la Imagen, revolución que a de tener muchas implicaciones en todo el ámbito Hospitalario y extrahospitalario a través del RIS, sistema de información radiológico, HIS, sistema de información hospitalario, y el gran desarrollo de Internet.

No todo lo que trae una renovación tecnológica tiene que ser positivo en sí, y si bien habrá que ser valientes y decididos para afrontar el reto que plantea esta nueva tecnología, también habrá que ser prudentes y sensatos para no cometer fallos que después son difíciles de arreglar, sobre todo teniendo en cuenta las implicaciones económicas que tienen los cambios de equipamiento tecnológico para un centro hospitalario. En estas páginas se tratará de explicar las principales características de los diferentes sistemas de adquisición de imágenes que actualmente existen: a) La radiología digital indirecta (IR: Indirect Radiography) o radiología computarizada (CR: Computed Radiography) b) La radiología digital directa (DR: Direct Radiography).

RADIOLOGÍA DIGITAL INDIRECTA O RADIOLOGÍA COMPUTARIZADA (CR) CR es un tipo de radiología digital con más de dos décadas de antigüedad, sin embargo, sólo en los últimos años su implantación ha tenido un gran auge, sobre todo por el gran avance tecnológico y la gran cantidad de empresas participantes. Para obtener un sistema CR basta sustituir en un equipo de RX convencional, el chasis radiológico de película fotosensible y sus respectivas pantallas por un chasis que tiene en su interior una lámina de un fósforo foto-estimulable. El equipo se ha de completar con un lector de chasis e impresoras adecuadas conectadas al lector de chasis. El fósforo de las pantallas de los chasis de CR, a diferencia de los fósforos de las pantallas reforzadoras, no emite instantáneamente la mayor parte de la energía que el haz de RX le depositó al interaccionar con él, si no que la almacena durante cierto tiempo. De todos modos este fósforo debe ser estimulado para que emita esta energía 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 realiza un disparo de RX sobre una de estas placas de fósforo, el haz de RX interacciona con el material del fósforo, liberando electrones de los átomos. Estos quedan retenidos en las impurezas. Si queremos liberarlos antes de que decaigan de por sí, al cabo de días, hay que bombardear el fósforo con un haz de fotones de energía adecuada, de tal modo que estos sean devueltos y liberados en la estructura. Esta liberación genera la emisión de luz visible.

(Fig. 1) Esquema de emisión y/o liberación de energía

El chasis CR una vez irradiado almacena una información que se lee en equipos especiales que la convierten en una imagen digital. Estos equipos son denominados sistemas CR o ADC (ver figura 2). Antes de su procesado en el equipo de lectura, la placa CR previamente irradiada contiene una información que recuerda a la imagen latente que contiene una placa radiológica analógica irradiada y que no ha sido aún revelada. Una vez que el chasis está dentro del equipo de lectura este extrae la placa de fósforo, la pone en un sistema de arrastre por rodillos y barre cada línea horizontal de la placa con un haz de luz láser, radiación electromagnética que se encuentra en la banda energética del rojo. La luz láser roja produce la excitación del fósforo, lo que permite la emisión de la energía acumulada en forma de fotones de luz visible en el intervalo de energías del azul al verde. Una guía de luz de fibra óptica, recoge gran parte de la luz que está emitiendo la placa de fósforo, la lleva a un tubo fotomultiplicador y este convierte la luz en una señal eléctrica. Posteriormente un conversor analógico-digital transforma la señal eléctrica en un número que va de acuerdo a la intensidad de la señal.

(Fig. 2) Sistema de lectura CR

(Fig. 3) Lectura del chasis

El proceso es repetido en cada punto de la línea horizontal de la placa, dando una serie de números que formarán la imagen digital, donde cada número dará un nivel de gris que vendrá a representar a un punto de la placa correspondiente. La imagen obtenida se genera en una matriz digital, formada por píxeles que corresponden a cada punto de la imagen obtenida. El tamaño del píxel depende del barrido del láser y fundamentalmente de su diámetro. Un haz láser más fino puede recoger la luz de una zona más pequeña del fósforo, dando lugar a una matriz con más puntos y mayor  resolución. Existen equipos de CR con diámetros de láser de 50 um y matrices con resoluciones de 10 píxeles por mm. Una vez que se genera la imagen, ésta se puede imprimir o si el servicio dispone de PACS puede enviarse a éste para su archivo y posterior informe. Finalmente, una vez leída la lámina de fósforo, la información residual se borra mediante el barrido de la placa a través de la aplicación de un intenso haz de luz blanca, tras lo cual el chasis queda disponible para ser reutilizado. Un detalle importante que debemos resaltar es que en el haz de luz roja procedente del láser que pueda llegar al tubo fotomultiplicador, se elimina mediante un filtro. Si no se excluye dicha banda del espectro de la luz que lee el tubo fotomultiplicador, se estaría añadiendo ruido de fondo a la señal que se recoge de la placa de fósforo. En un sistema de radiología analógica, si ha faltado o sobrado dosis de radiación en el disparo realizado, la imagen puede resultar sobreexpuesta o subexpuesta, alterando los niveles de densidad normales de la imagen. Este problema es una de las causas habituales de repetición de placas. Esto en CR dado el amplio margen dinámico que de exposición, puede corregirse, sin embargo, hay que tener en cuenta que el ruido en la imagen (moteado cuántico), aumenta si el número de fotones que llega a cada punto del panel de fósforo (lo que luego va ser un píxel) es bajo. Pocos fotones por  píxel dan una baja relación señal/ruido. La relación señal/ruido mejora si se aumenta el número de fotones que se recoge en cada píxel. Ante esta situación el operador, para garantizar una alta calidad en la relación señal/ruido, suele aumentar la carga del tubo. La relación señal/ruido ha mejorado mucho pero la dosis de radiación al paciente también y eso hay que impedirlo en la medida de lo posible. Hay que obtener una buena calidad de imagen pero no en desmedro de la preocupación por el paciente. El problema expuesto pone de manifiesto que los equipos con CR deben de llevar  incorporado un sistema de exposímetro automático. Este sistema corta el disparo de RX cuando la dosis de radiación que llega al sistema de imagen alcanza el nivel que

se considera adecuado, lo cual incluye una adecuada relación señal/ruido y una dosis al paciente moderada. Cuando se dispone de chasis de CR en un servicio de radiología es habitual realizar  los estudios radiológicos con estos chasis a los pacientes que no se pueden desplazar  hasta el servicio de radiodiagnóstico y hay que hacerles el estudio con un equipo portátil. La razón de usar siempre los chasis de CR es que se garantiza que no habrá que volver a repetir la placa por exposición errónea. La mayoría de los equipos portátiles no dispone de exposímetro automático, por tanto, la dosis excesiva al paciente dependerá netamente del operador. Es importante mencionar que la imagen digital que se obtiene tras la lectura sufre una serie de procesamientos digitales mediante diversos algoritmos matemáticos, que permiten eliminar imperfecciones del proceso de lectura de la placa, eliminan artefactos o fallos en la lectura de líneas, y que también mejoran la calidad de la imagen gracias a la posibilidad de variar el contraste y disminuir el ruido de la misma.

RADIOLOGÍA DIGITAL DIRECTA A) SISTEMA BASADOS EN SENSORES CCD ( Charge Couple Device) Un sensor CCD es el dispositivo que capta las imágenes en las cámaras y las videocámaras digitales actuales. Un sensor CCD es un circuito integrado que contiene en una cara una matriz de elementos sensibles a la luz visible (Fig.4). Para un tamaño de matriz sensible de 2,5 x 2,5 cm la matriz puede contener 2048 x 2048 elementos (Silicio) y las imágenes que se obtienen serán de 4 Megapíxels de resolución. Esta resolución va en aumento pues ya se ofertan cámaras fotográficas digitales con sensor CCD sobre los 10 Megapíxeles.

(Fig. 4) Esquema sensor CCD Cuando los fotones de luz visible interaccionan con un elemento de la matriz del sensor CCD, se liberan electrones y estos quedan atrapados en el mismo, ya que cada elemento actúa como un condensador eléctrico. En el sensor existen barreras de potencial eléctrico entre los diferentes elementos, que impiden la migración de la carga entre elementos. La lectura posterior de la carga almacenada en cada elemento y su conversión a un valor digital es el proceso que permite obtener una imagen digital con estos sensores.

Las principales aplicaciones de los sensores CCD en radiodiagnóstico, se dio en los campos de la fluoroscopía y cineradiografía, en donde el sensor se acopla a la salida del intensificador de imagen mediante lentes y fibra óptica.

B) DETECTORES DE PANEL PLANO Estos detectores son más conocidos con el nombre de flat panel detector (FPD). El desarrollo tecnológico ha logrado un control muy preciso de las técnicas de deposición de sustancias semiconductoras sobre extensas áreas de un substrato. Un campo de aplicación de estas técnicas es la denominada tecnología de matriz activa, y un ejemplo de ello son las pantallas planas de un computador o de televisión de tipo TFT. Este avance tecnológico se ha utilizado también para desarrollar nuevos sistemas detectores de RX que permiten obtener imágenes digitales trascurridos tan sólo unos

segundos desde la realización del disparo de RX y sin tener que manipular ningún chasis. El detector cuando recibe un disparo de RX genera una secuencia de datos numéricos que se trasferirá al computador que controla el equipo. La transformación de esta secuencia de datos y la incorporación de estos en una matriz, permiten obtener directamente una imagen en formato digital en la pantalla del computador.

En el mercado existen dos sistemas de detectores bastante distintos, por un lado, los sistemas de panel plano de detección indirecta y los sistemas de panel plano de detección directa. Ambos sistemas convierten los fotones de RX que han interaccionado en la zona correspondiente a cada píxel en una carga eléctrica, quedando ésta almacenada en dicho lugar. Dicha carga almacenada se convertirá posteriormente en un número que dará origen a un tono de gris final y que le será asignado al píxel.

Sistemas de detección indirecta

El detector indirecto de panel plano posee una matriz activa de elementos que son sensibles a los fotones de luz visible. Los fotones de RX interaccionan primeramente con un centellador (oxisulfito de gadolíneo) que se ubica delante de la matriz activa y que produce múltiples fotones de luz visible dependiendo de la intensidad de radiación recibida. Posteriormente, la luz se convierte en carga eléctrica mediante un fotodiodo de silicio amorfo que existe en cada elemento de la matriz activa. Esta carga se va acumulando en cada píxel, desde que se inicia hasta finaliza el disparo de RX

El espesor del centellador juega un papel fundamental, puesto que mayores espesores aumentan el rendimiento o eficiencia en la producción de fotones de luz, sin embargo, se pierde resolución espacial. Esto, debido a que los fotones de luz que

se producen también se dispersan en el centelleador, llegando a un mayor número de píxeles de la matriz activa.

Los parámetros de rendimiento de detección y conversión, junto con la resolución espacial, son esenciales para la calidad de la imagen, por tanto hay que buscar un espesor de centellador que mantenga un equilibrio entre ambos, y se obtenga una calidad de imagen adecuada. Una mejora apreciable de la situación la han obtenido algunos fabricantes de este tipo de sistemas cambiando el centellador de gadolíneo por yoduro de cesio. El yoduro de Cesio, además de tener una alta eficiencia de conversión, genera menor  dispersión. Los flat panel indirectos con centellador de yoduro de cesio logran tamaños de píxel muy pequeños que permiten una alta resolución espacial.

Sistemas de detección directa

El flat panel de detector directo convierte los fotones de RX que interaccionan con él directamente en cargas eléctricas que se almacena en cada píxel. El resto es exactamente como en el detector de flat panel indirecto. Para conseguir esta conversión directa se cambia el centellador y el fotoconversor por  una capa de selenio amorfo (aSe). Entre sus caras se ha establecido una diferencia de potencial. La interacción de los fotones de RX con el Selenio amorfo en forma directa, produce electrones, que bajo la acción del fuerte campo eléctrico existente en su seno emigran siendo dirigidas hacia el píxel sobre el cual físicamente se encuentra el punto de selenio amorfo en el cual se produjo la interacción. El Selenio amorfo tiene un bajo Z (Z=34), por lo tanto, una eficiencia de conversión baja. Para compensar este inconveniente se puede aumentar el espesor de la capa detectora, lo que no degrada la resolución, ya que el fuerte campo eléctrico existente en el selenio amorfo dirige los iones que produce cada interacción perpendicularmente a la matriz activa, lo que impide la dispersión de las cargas en otras direcciones. La limitación clásica que se le atribuye a los detectores de selenio amorfo es una cierta remanencia de la imagen previamente adquirida, asociada a la persistencia de cargas eléctricas residuales una vez leído el detector, por lo que dificulta la obtención

de imágenes dinámicas y exige aplicar técnicas de borrado algo más complejas que en otros materiales. Los detectores de selenio amorfo constituyen la forma más directa de captura de imágenes digitales en la actualidad.

VENTAJAS Y DESVENTAJAS DEL SISTEMA DIGITAL Ventajas sanitarias:   

No contamina (Eliminación del revelado) Disminuye la dosis de rayos X en un 30% o más Disminuye las repeticiones

Ventajas económicas: 

Ahorro de placas (CD´s)

Ventajas ergonómicas: 

Reduce el espacio de las instalaciones

Ventajas diagnósticas:   

Facilita el diagnóstico (Medición de distancias, filtros, anotaciones, etc...) Permite envío de imágenes a distancia Facilita la interconsulta

Desventajas: 

La facilidad con que la imagen puede ser manipulada podría permitir actos ilícitos.

ALMACENAMIENTO Y TRANSMISIÓN DE IMÁGENES (PACS) Un PACS es un sistema de almacenamiento y distribución de imágenes radiográficas. Esta definición corresponde a la traducción literal de sus siglas Picture Archiving and Comunications System. Este sistema es el de mayor consumo y se encuentra presente en la mayoría de los centros hospitalarios del mundo que cuentan con radiología digital. En un sentido más estricto lo podríamos considerar como un sistema de almacenamiento de imágenes radiológicas, y que comprende a las distintas áreas del diagnóstico tales como TAC, Resonancia, Ecografía y otros. El protocolo específico que utilizan los sistemas PACS es el DICOM (Digital Imaging Communication on Medicine), desarrollado por el American College of Radiology y el Nacional Electrical Manufacturers Association. Dicom es un protocolo standard que permite el intercambio de imágenes médicas e información, junto con la manipulación de las mismas a través de computadores o estaciones de observación. La captura de las imágenes también puede ser realizada en otros formatos como, por ejemplo, el formato Jpg, sin embargo, las imágenes obtenidas no son manipulables. El protocolo DICOM dispone de diferentes funcionalidades: • Servicio de Almacenamiento o Archivo. (Storage). • Servicio de Consulta y Recuperación . (Query/Retrieve). • Servicio de Impresión. (Print Management ). • Servicio de gestión de Lista de Trabajo. (Basic Worklist Management). La unidad funcional del PACS es el estudio. Las imágenes no se suelen tratar de forma independiente, sino que se agrupan en series y estas, a su vez se agrupan en estudios. Un estudio por tanto puede contener una o varias series, de exámenes cada una de ellas con una o varias imágenes. Esta agrupación de imágenes/series/estudios ya viene estructurada desde su origen en las distintas modalidades debiendo coincidir  a su vez con el criterio elegido para definir estudios utilizado en el Sistema reinformación Radiológico. Físicamente un PACS puede estar compuesto por uno o varios servidores, junto con uno o varios dispositivos de almacenamiento secundario. Todo esto gestionado por un software el cual suele estar dispuesto en módulos funcionales que actúan todos ellos como un conjunto. Estos servidores son los que proveen de información a los clientes

exclusivos del PACS, estando constituidos por un PC con su correspondiente programa cliente y con monitores de gran resolución.

INTEGRACIÓN RIS-PACS (HIS-PACS) Cuando hablamos de RIS nos estamos refiriendo al Sistema de Información Radiológico (SIR) ya que RIS es el acrónimo de Radiology Information System. RIS es el programa que gestiona las tareas administrativas del departamento de radiología, entre ellas, las citaciones, gestión de salas, registro de actividad e informes. Algunos hospitales no disponen de RIS como tal, sino que su sistema de información forma parte de un programa de gestión del hospital, más conocido por HIS (Sistema de Información Hospitalaria).El PACS no es un ente aislado que recibe y distribuye la imagen. La interacción con el RIS es fundamental para el mejor aprovechamiento de las capacidades del PACS. El RIS proporcionará al PACS toda la información sobre las citaciones existentes, esto implica que cualquier estudio que queramos almacenar  en el PACS ha de tener una cita previa en el RIS. A su vez el PACS notificará al RIS que el estudio ha sido realizado y completado para posteriormente proporcionar al radiólogo las imágenes de la exploración realizada de forma que éste pueda elaborar  el informe correspondiente en el RIS. Una vez finalizado éste, el RIS envía una copia al PACS y notifica que el informe ha sido realizado.

UBICACIÓN DE LAS IMÁGENES Memoria Primaria (Cache Primario): Es la memoria donde el sistema PACS ubica los estudios que recibe o envía y a los cuales el cliente Pacs puede acceder en un tiempo muy corto del orden de uno o varios segundos. El inconveniente es su limitación de tamaño. Un estudio sólo podrá permanecer temporalmente en esta memoria. Dependiendo de la cantidad de memoria disponible y de la cantidad de estudios que genere el centro, este periodo oscilará entre unas pocas semanas o algunos meses. La ventaja es obvia, la velocidad de acceso. Es una ubicación de acceso rápido. Esta memoria la constituyen los discos duros de los servidores. La tendencia es instalar sistemas PACS cada vez con mayor cantidad de memoria de este tipo, debido en parte a que el costo se ha reducido mucho y la perspectiva es de que los precios sigan bajando.

Memoria Secundaria (Archivo):  A esta memoria se accede para el almacenamiento permanente de los estudios recibidos en la Memoria Primaria y para recuperar estudios que por su antigüedad ya no se pueden encontrar en la Memoria Primaria. Es una ubicación de acceso lento (en comparación con la primaria). Está formada discos ópticos CD o DVD, instalados normalmente en un armario que dispone de un brazo robot para intercambiarlos. Los estudios recibidos por el PACS se almacenarán en esta memoria para asegurar su conservación. El inconveniente es el tiempo de espera para la recuperación de estudios. Normalmente esta espera es bastante mayor que en los accesos a la memoria primaria. Podemos hablar de medio minuto a varios minutos desde la solicitud hasta la recepción del estudio, dependiendo del soporte usado. Su gran ventaja es su gran capacidad, ya que se dispone de unidades de almacenamiento intercambiables, de forma que podemos sustituir las unidades ya usadas por nuevas. Estos sistemas pueden almacenar los suficientes Terabytes como para asegurar un almacenamiento permanente. Se conocen con el nombre de “Juke box”.

Memoria Remota (Cliente PACS): Las estaciones clientes del PACS se pueden configurar con su propia memoria de almacenamiento para que reciban copias de estudios sin tener que solicitarlos. Su principal inconveniente es que su capacidad está muy limitada al tipo de estación además de que pueden generar un tráfico de red, muchas veces innecesario. La ventaja es la posibilidad de disponer de forma inmediata en cualquier estación remota de estudios que por la carga del PACS o el tráfico de red podrían tardar bastante tiempo en estar disponibles.

COMPONENTES FÍSICOS DEL PACS Servidores: Servidores de datos e imágenes en entornos Unix/Windows/MacOs. Como componente adicional algunos incorporan ampliaciones de discos duros para incrementar la capacidad de almacenamiento. SAI: Sistemas de alimentación ininterrumpida. Estos, además de estabilizar la corriente que recibe el servidor, lo apagan en caso de cortes prolongados de corriente.

Clientes: Computadores de gama media con monitores de alta resolución con entorno normalmente Windows. Red Informática: Se trata de un componente fundamental ya que permite la interconexión de todos los elementos del PACS, así como el enlace con el resto del Hospital.

Circuito de trabajo en un Servicio de Radiodiagnóstico