Radiología indirecta o Radiografía computarizada (CR) La radiografía computarizada

(CR), es un tipo de radiología digital con más de dos décadas de antigüedad que en los últimos años su implantación ha tenido un gran auge. El nombre es un término comercial tras el cual hay un sistema tecnológico que suministran diferentes fabricantes. Fue introducida por Fuji en 1981. La radiografía computarizada hace posible la obtención de imágenes digitales manteniendo un entorno esencialmente idéntico al de la radiología clásica o convencional, lo que facilita el proceso de adaptación y su implementación.

- Principio de funcionamiento. Para obtener un sistema de radiografía computarizada, basta sustituir en un equipo de rayos X convencional, el chasis radiológico de película fotográfica con sus pantallas intensificadoras, por un chasis que tiene en su interior una lámina flexible de un fósforo fotoestimulable. El equipo se ha de completar con un lector del nuevo tipo de chasis e impresoras adecuadas conectadas al lector de chasis. El fósforo de la pantalla CR, a diferencia de los fósforos de las pantallas intensificadoras de los sistemas pantalla-película de la radiología analógica, no emite instantáneamente la mayor parte de la energía que el haz de rayos X le depositó al interaccionar con él, si no que la almacena durante cierto tiempo y hay que estimularlo con luz láser para que la emita antes de que decaiga de forma espontánea.

Muchos sólidos, cuando son expuestos a radiación electromagnética, como los rayos X, absorben energía que se almacena en forma de electrones ubicados en niveles excitados de la red cristalina. Con frecuencia, dichos materiales se desexcitan de manera espontánea y casi inmediata, emitiendo la energía absorbida en forma de luz visible o ultravioleta. Sin embargo, algunos materiales no se comportan de este modo, sino que conservan al menos una parte de la energía absorbida hasta que no reciben un determinado estímulo. Este es el caso de los

llamados fósforos fotoestimulables, según ya vimos, y que deben ser iluminados con un láser en la banda del rojo, para que emitan la energía almacenada en su red, también en forma de luz.

Los fósforos fotoestimulables son la base de los llamados sistemas de radiografía computarizada. Se deposita una capa de este tipo de fósforo sobre un soporte de dimensiones similares a las de una placa convencional y se dispone del conjunto en el interior de un casete también similar a los habituales. El fósforo de estas placas suele ser una mezcla de fluorohaluros de bario, con alrededor del 85% BaFBr y 15% BaFI, activado con una pequeña cantidad de europio. La nomenclatura BaFBr:Eu implica que el fósforo BaFBr está activado por europio. Este procedimiento de activación, también llamado dopaje, crea defectos en los cristales BaFBr que permiten a los electrones a ser atrapados de manera más eficiente.

La energía de rayos X absorbida por el fósforo BaFBr, excita los electrones asociados con los átomos de europio, causando los átomos divalentes de europio (Eu +2) sea oxidado y cambia al estado trivalente (Eu +3). Los electrones excitados se vuelven móviles, y una fracción de ellos interactúa con los llamados centros-F, que son niveles de energía en el cristal ligeramente por debajo de la energía mínima de la banda de conducción. Los centros F atrapan estos electrones en una mayor energía, estado metaestable, donde pueden permanecer durante días o semanas, con un poco de degradación con el tiempo. La imagen latente que existe en la placa de imagen después de la exposición a rayos X, pero antes de la lectura, existe como miles de millones de electrones atrapados en los centros-F, ver figura 2.47. El número de electrones atrapados por unidad de superficie de la placa de imagen es proporcional a la intensidad de los rayos X incidente en cada lugar durante la exposición.

Cuando se explora con luz láser roja la placa de imagen expuesta, es absorbida en el centro-F, donde se transfiere la energía de la luz roja al electrón. La energía de los fotones de la luz láser roja es menor que la luz de emisión del azul-verde (∆Ered < ∆Eblue-green) de la película

CR. Sin embargo, la ganancia de energía de los electrones es suficiente para llegar a la banda de conducción, lo que le permite su movilidad. Muchos de estos electrones se convierten en desexcitados por la liberación de luz azul-verde a medida que se reabsorbe por los átomos de europio trivalente, convirtiendo de nuevo al estado divalente. Así es como la luz láser de color rojo estimula la emisión de los fotones de luz azul y verde de la placa de imagen.

Figura 2.47 Secuencia de eventos durante la exposición de rayos X y la lectura de un fotoestimulable fósforo. Después de la exposición a los rayos X, la imagen latente existe en forma de una distribución espacial de electrones atrapados en estados de alta energía. Durante la lectura, la intensidad de luz emitida por la placa de imagen es proporcional a la energía absorbida de los rayos X.

La primera lectura de la placa de imagen, no libera todos los electrones atrapados que forman la imagen latente, y para borrarla de manera que se pueda reutilizar para otra exposición sin efecto fantasma, se expone la placa a una fuente de luz muy brillante, la cual elimina casi todos los electrones metaestables de su estado fundamental, vaciando la mayor parte de los F- centros.

Antes de su procesado en el equipo de lectura, la placa CR contiene una imagen latente que recuerda a la imagen latente que contiene una placa radiológica analógica que acaba de ser irradiada y no ha sido aún revelada. Esta información podrá ser convertida en una imagen digital.

El equipo de lectura del chasis CR es similar a una reveladora de los chasis de la radiología analógica. Una vez que el chasis está dentro del equipo de lectura éste extrae la placa de fósforo, la pone en un sistema de arrastre por rodillos y se barre cada línea horizontal de la placa con un haz de luz láser en la banda energética del rojo. La luz láser roja es la excitación adecuada para que el fósforo emita la energía acumulada, en la irradiación con rayos X, 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, figura 2.48, y este convierte la luz en una señal eléctrica. Un conversor analógico-digital transforma la señal eléctrica en un número.

La película CR se mueve a lo largo de la estación de lectura en la dirección y, mientras que el haz láser escanea en la dirección x, de manera que la energía atrapada de la exposición a los rayos X en cada localización espacial (x,y) es entregada desde la lámina de imagen y de este modo la intensidad de la luz emitida es proporcional a la energía absorbida de los rayos X. Una fracción de la luz emitida viaja a través de la guía de fibra óptica y alcanza el PMT. La señal electrónica que produce el PMT es digitalizada y almacenada en memoria. Entonces, a cada localización espacial (x,y), se le asignada un valor en la escala de gris determinado, y de este modo se produce la imagen digital I(x,y) en un lector de CR.

Entonces, el proceso repetido para cada punto de cada línea de la placa, da una serie de números que formarán la imagen digital, donde cada número dará un nivel de gris del punto correspondiente de la placa. La imagen obtenida, una vez aceptada, se puede imprimir o si el servicio dispone de PACS puede simplemente enviarse al PACS para su almacenamiento y posterior informe. Una vez leída la lámina de fósforo, se borra mediante el barrido de la placa por un intenso haz de luz blanca, tras lo cual queda disponible para un nuevo uso una vez devuelta al chasis.

La luz que se libera de la placa de imagen es de un color diferente al del la luz del láser estimulante, figura 2.49. Para eliminar la detección de la PMT de la luz láser dispersa, un filtro

Figura 2.48 Sistema de lectura de la CR. La lámina de CR es mecánicamente trasladada a través del sistema de lectura mediante rodillos. Un haz de laser barre la película y estimula la emisión de luz visible, que es trasladada por una guía de fibra óptica hasta un fotomultiplicador donde es convertida en una señal eléctrica.

óptico que transmite la luz azul-verde que se emite desde la placa de imagen, pero elimina la luz del láser de color rojo, está montado delante del PMT. 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.

El proceso de trabajo que se realiza con CR es similar al de la radiología analógica si una vez obtenida la imagen esta se imprime directamente y no se almacena en el PACS. Este hecho ha potenciado la introducción de este sistema de radiología digital en los servicios de radiodiagnóstico. La introducción de este sistema deja preparado el servicio de radiodiagnóstico para la posterior implantación de un PACS, si no se realizó a la vez que se instaló la CR.

Una de las ventajas que CR sobre radiografía pantalla-película es su mucho mayor rango dinámico, de casi cinco órdenes de magnitud de exposición a la radiación, frente a los menos de dos en los sistemas de radiología analógica, figura 2.50. Una placa radiológica obtenida por un disparo de RX en un sistema de radiología analógica puede dar lugar a una imagen que esté un poco clara o un poco oscura si ha faltado o sobrado dosis de radiación en el disparo realizado, respectivamente. Este problema que es una de las causas habituales de repetición de placas es muy difícil que se dé en CR dado el amplio margen dinámico que posee.

El ruido en la imagen, principalmente moteado radiográfico, aumenta si el número de fotones que llega a cada punto del panel de fósforo, lo que luego va ser un píxel, es bajo. Imágenes CR expuestas a niveles bajos de exposición, mantienen una adecuada escala de grises en la imagen, pero tienen mayores niveles de ruido cuántico (moteado radiográfico). Las imágenes CR producidas con grandes exposiciones tienen un bajo ruido cuántico, pero dan lugar a mayor dosis de rayos X para el paciente.

De este modo, 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, aumenta la carga del disparo de RX. La relación señal/ruido

Figura 2.49 Los espectros ópticos utilizados en un sistema de radiografía computarizada (CR). La luz láser de color rojo, estimula la liberación de la energía atrapada de los rayos X, por los electrones atrapados en estados de excitación en la placa de imagen. Cuando la energía del electrón atrapado se libera, se emite un amplio espectro de luz azul-verde. Un filtro óptico, colocado en delante del tubo fotomultiplicador (PMT), impide la detección de la luz láser de color rojo.

Figura 2.50 La figura muestra el rango de exposiciones (latitud de la película) en el que los casetes pantalla-película y el sistema CR producen densidades ópticas utilizables.

ha mejorado mucho pero la dosis de radiación al paciente también y eso hay que impedirlo a toda costa. Hay que obtener una buena calidad de imagen pero no se debe subir la dosis al paciente para mejorar excesivamente la relación señal/ruido.

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, por supuesto siempre por debajo de los estándares que marcan la legislación y los protocolos de protección radiológica y de garantía de calidad en RX.

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 muy clara o muy oscura. Los equipos portátiles no disponen de exposímetro automático, por tanto que el disparo no imparta una dosis excesiva al paciente dependerá de la formación y actitud del operador de RX que realiza el disparo.

Esta cuestión y un buen control de los exposímetros automáticos es un tema de responsabilidad del personal de protección radiológica que llevan a cabo el programa de garantía de calidad de las instalaciones de RX, pero una buena formación de los operadores de la instalación es tan importante o más, y jamás se podrá conseguir controlar totalmente este problema si los operadores de estos equipos no tienen clara su importancia.

Para concluir con este tema de radiología digital se ha de mencionar dos aspectos finales. El primero es que la imagen que se obtiene del equipo lectura del chasis CR no es tal cual la imagen que nos muestra para su aceptación, sino que la imagen digital que se obtiene tras la lectura sufre una serie de procesamientos digitales mediante diversos algoritmos matemáticos, que eliminan imperfecciones del proceso de lectura de la placa, eliminan artefactos o fallos en la lectura de líneas, y que también mejoran la calidad de la imagen. El segundo aspecto es que esta modalidad posee una gran ventaja: este sistema se puede implementar cambiando solo los chasis y continuar utilizando su equipo de rayos X que posea, por lo que resulta económicamente ventajoso respecto a la radiografía digital, DR, que requiere utilizar un nuevo tipo de equipo de rayos X con un detector digital de imagen integrado. Por el momento, esta última opción sigue siendo más costosa, pero permite que el trabajo fluya mejor, dado que ya no es necesario utilizar chasis