LA IMAGEN DIGITAL

LA IMAGEN DIGITAL
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.

Radiografía computarizada
En la radiografía computarizada las imágenes digitales pueden adquirirse con una pantalla fosforescente fotoestimulante como receptor de imagen transistorizado plano de forma rectangular.
El receptor de la imagen se parece a un intensificador de pantalla de radiografía convencional y es expuesto en un chasis como el de un equipo de radiografía convencional. El ingrediente activo es el fluorohaluro de bario activado con europio que adquiere energía cuando es expuesto a los rayos x. La sensibilidad es aproximadamente igual a una combinación de pantalla-película de velocidad 200, y puede ser mucho más si se sacrifica la resolución de contraste. La imagen latente consiste en electrones de valencia almacenados en estados de alta energía.
La resolución espacial de la radiografía computarizada realmente no es tan buena como la radiografía convencional, pero la resolución de contraste es mejor porque la imagen se posprocesa.
La imagen latente se pone de manifiesto por exposición a un pequeño rayo láser de alta intensidad. El rayo láser hace que los electrones atrapados en niveles de energía altos retornen a la banda de valencia con emisión de luz violeta. Este fenómeno se llama fosforescencia fotoestimulada, también conocida como luminiscencia estimulada.
La emisión de color violeta es detectada por un tubo fotomultiplicador ultrasensible. La señal electrónica que es el rendimiento del tubo fotomultiplicador, es digitalizada y guardada para la subsiguiente visualización en un tubo de rayos catódicos o la impresión de una copiadora láser.

Dispositivos acoplados de carga (CCD)(ver fluoroscopia digital)
Los CCD son chips de silicio fotosensibles que están reemplazando rápidamente el tubo de la Cámara televisión de la cadena fluoroscópica. Los CCD son similares en apariencia a un chip de ordenador y pueden usarse en cualquier sitio donde la luz deba ser convertida en imagen digital de video.
Los CCD pueden servir como un detector de área extensa para las radiografías estacionarias convirtiendo los rayos x en luz usando una pantalla fluorescente y enfocando la luz hacia un dispositivo de CCD mediante lentes o fibras ópticas.
La imagen muestra un sistema de radiografía directa flexible basado en CCD que ven una pantalla fosforescente de CsI. Una serie lineal de CCD puede servir como un detector de haz de rayos x estrecho.

Radiografía de captura directa
A finales de la década de 1990 aparecieron dos aproximaciones total mente nuevas a la radiografía de captura directa. Los dosis de más de captura directa están basados en TFT dispuestos como una serie de matrices activas (AMA, acive matriz array) el resultado es un receptor de imagen plano de tamaño de los receptores de pantalla película convencionales.
La primera demostración de radiografía de captura directa usó un cristal de centelleo de yoduro de cesio (CsI) que cubría una AMA de fotodiodos de silicio amorfo (a-Si). En estado amorfo, el silicio se recubre fácilmente en la AMA con un espesor controlado.
Los rayos x que forman la imagen actúan recíprocamente con el CsI para producir luz, que a su vez interaccionan con él a-Si para producir una señal. El TFT guarda la señal hasta la lectura, un píxel a cada momento.
El segundo acercamiento no usa una capa fosforescente. Los rayos x que forman las imágenes interactúan directamente con una capa delgada de selenio amorfo (a-Se), creando paredes electrón-agujero (EHP- electron hole-pairs). El EHP es la señal que carga la AMA de TFT.
La ventaja del modelo de selenio amorfo es que no hay dispersión de luz en la pantalla fosforescente, y por consiguiente la resolución espacial mejora.












La imagen muestra el emborronamiento relativo de las interacciones de un solo rayo x en tres tipos de receptores. El detector de pantalla fosforescente de CsI tiene mejor eficacia de dosis, mientras que el a-Se puede proporcionar mejor resolución espacial.

Por otro lado las pantallas fosforescentes de CsI Tienen una eficacia de detección de fotones alta y por consiguiente dan como resultado una dosis más baja.



Con ambos sistemas, la imagen latente es electrónica, almacenada en la matriz de TFT.
Esta matriz se lee secuencialmente de un TFT a otro gracias a un control electrónico preciso.
La matriz de TFT es tal que cada TFT y su detector de rayos x representa un píxel.
La resolución espacial está de nuevo limitada por el tamaño del píxel. El tamaño del píxel disponible está limitado a aproximadamente 100 µm, que es equivalente a una resolución espacial de 5 pl/mm.
Aunque la DQE, y por consiguiente la dosis al paciente, está determinada principalmente por el número atómico del detector (ZCsI=55 / ZSe=34), la geometría de cada píxel también es muy importante. Una porción de la cara del píxel esta ocupada por conductores electrónicos y los de TFT. El factor de llenado es el porcentaje de la cara del píxel que contiene el detector de rayos x, el factor de llenado es aproximadamente del 80%.