Imagen por rayos X. Capítulo 1. E = h υ c = υ λ E = h c/λ. Joaquín Ferreirós Domínguez. Rayos X. Conceptos Concepto de rayos X

Transcripción

1 Capítulo 1 Imagen por rayos X Joaquín Ferreirós Domínguez Durante muchos años, la actividad en radiología diagnóstica e intervencionista se basaba casi exclusivamente en la radioscopia y en las radiografías, simples o con tomografía geométrica. La utilización de medios de contraste y el desarrollo de la angiografía con catéter, y de otros procedimientos diagnósticos invasivos, culminó la evolución del radiodiagnóstico basado en la película radiográfica. Pese al gran desarrollo actual de la ecografía, de la tomografía computarizada (TC) y de la resonancia magnética (RM), la radiografía simple y la radioscopia siguen desempeñando un importante papel en radiodiagnóstico, aunque ciertos estudios simples y muchos de los estudios convencionales con medios de contraste han desaparecido de la práctica o están en franco declive. La implantación de la radiología digital ha dado un nuevo impulso a los estudios radiológicos simples, que siguen siendo la exploración radiológica más utilizada, sobre todo las radiografías del tórax y las del esqueleto. En este capítulo se trata, en primer lugar, de los rayos X: qué son, su producción y los sistemas de detección. A continuación, se revisan las distintas técnicas radiológicas convencionales y los aspectos concernientes a la radiología digital. Se estudian también los conceptos básicos sobre las bases de interpretación de la imagen radiológica. Rayos X. Conceptos Concepto de rayos X En 1895, Roentgen obtuvo la primera imagen radiográfica, sólo unas semanas después de descubrir los rayos X, inaugurando así un método revolucionario de exploración no invasiva (excepto por los efectos biológicos de la radiación) de la anatomía normal y patológica del cuerpo humano, el radiodiagnóstico. Los rayos X no son más que una parte del espectro de radiación electromagnética en el cual estamos inmersos cotidianamente. La radiación electromagnética se propaga en forma de fotones de distintas energías, que viajan a la velocidad de la luz. En orden de menor a mayor energía, abarca desde las ondas de radio a los rayos X, pasando por las microondas, la radiación infrarroja, la luz visible, y la radiación ultravioleta. Los rayos X se sitúan, por tanto, en el rango más energético del espectro electromagnético, con longitudes de onda (λ) menores de 10 nanómetros (nm) (figs. 1 1 y 1 2). Todo el espectro de radiación electromagnética se utiliza actualmente en múltiples áreas de la ciencia y de la tecnología. El radiodiagnóstico es una de las más importantes aplicaciones de la radiación electromagnética más energética, los rayos X. Propiedades de los rayos X Debido a su elevada energía y consiguiente pequeña longitud de onda, los rayos X tienen una serie de propiedades interesantes que han hecho posible la obtención de imágenes del interior del cuerpo humano. Ondas de radio Ultravioleta Microondas Ondas milimétricas Infrarrojo L U Z Rayos X y gamma E = h υ c = υ λ E = h c/λ Hz Longitud de onda larga Baja frecuencia Baja energía cuántica Longitud de onda corta Alta frecuencia Alta energía cuántica Figura 1 1 Espectro de radiación electromagnética. La radiación electromagnética, transmitida por fotones, va desde las ondas de radio hasta los rayos X y gamma. Los rayos X se sitúan en el rango de mayor energía del espectro electromagnético, con longitudes de onda menores de 10 nm. Figura 1 2 Fórmulas de la radiación electromagnética. La energía (E) de un fotón de radiación electromagnética es directamente proporcional a su frecuencia (υ), e inversamente proporcional a su longitud de onda (λ). La constante de proporcionalidad es la constante de Planck (h). E: energía de la radiación electromagnética. Se mide en electronvoltios (ev) (1 KeV = ev). h: constante de Planck. c: velocidad de la luz en el vacío. υ : frecuencia de la radiación electromagnética. λ : longitud de onda en nm (1 nm = 10-9 m). 3

2 RADIOLOGÍA GENERAL JJ Poder de penetración en la materia Al incidir en la materia un haz de rayos X, una parte de los fotones interactúan por absorción o dispersión y el resto atraviesan la materia en línea recta, sin interactuar con ella, habiendo así sufrido mayor o menor atenuación a su paso. El cuerpo humano es muy transparente a los rayos X, aunque éstos son atenuados en cierta medida al atravesar el organismo. JJ Interacción con la materia El grado de atenuación de los rayos X por la materia que atraviesan (los tejidos del organismo humano en radiodiagnóstico, la placa radiográfica, etc.), dentro del rango de energías usadas en radiodiagnóstico, depende esencialmente de dos efectos físicos: Efecto fotoeléctrico: un fotón interactúa con la envoltura electrónica de un átomo, y es absorbido. Cede toda su energía a un electrón que es liberado (fotoelectrón). El átomo queda así ionizado (fig. 1 3). Este efecto predomina a bajas energías, es decir a menos kilo electrón voltios (KeV) y aumenta con los números atómicos altos (p. ej., calcio, yodo, metal). Dispersión Compton: un fotón interactúa con la envoltura electrónica de un átomo, cede parte de su energía por lo que aumenta su λ y es desviado. El átomo se ioniza al liberarse un electrón (fig. 1 3). Este fenómeno predomina a altas energías (a más KeV) y depende de la densidad física del medio atravesado. Es la causa de la denominada radiación dispersa, que consiste en fotones de rayos X que no siguen la dirección original de los rayos X incidentes, sino que proceden de muchas direcciones diferentes al haber sido dispersados. En ambas formas de atenuación de los rayos X, los fotones son absorbidos o dispersados y ceden energía a los electrones, que son liberados formándose así iones (por ello se denominan radiaciones ionizantes). En radiodiagnóstico se aprovechan estas propiedades. Se utiliza un haz de fotones de rayos X que, tras ser atenuados en mayor o menor grado, dependiendo de las densidades y números atómicos de los tejidos, inciden en un sistema detector de rayos X. Se forma así una imagen radiográfica que permite distinguir las estructuras anatómicas que difieran en densidad o en número atómico. Rayos X en radiodiagnóstico: producción Generador y tubo de rayos X Para la formación de imágenes diagnósticas, se utilizan fuentes de rayos X de energías comprendidas entre 30 y 140 KeV (λ entre 0,05 y 0,001 nanómetros). Por ejemplo, para realizar mamografías se emplean kilovoltajes bajos (40 KeV) y para radiografías del tórax se utilizan kilovoltajes altos (120 Kev). Para producirlos se necesita un generador de corriente de alto voltaje y un tubo de rayos X. El generador de corriente es necesario para establecer una diferencia de potencial entre el cátodo y el ánodo del tubo, con objeto de acelerar los electrones hacia el ánodo. El tubo de rayos X (fig. 1 4) consta de un cátodo (filamento) y un ánodo metálico (de tungsteno o molibdeno), encerrados en una cápsula de vidrio donde se ha hecho un intenso vacío. Funcionamiento del tubo de rayos X Los rayos X se producen mediante electrones acelerados por un campo electrostático, que se hacen chocar con un blanco o foco metálico, originándose así fotones de elevada energía. Existen distintos sistemas de tubos emisores, como los de gas o los de alto vacío, que son los más utilizados. El proceso de producción de rayos X en un tubo de alto vacío es el siguiente: Emisión de electrones por el cátodo: el filamento de tungsteno del cátodo se calienta haciendo circular por él una corriente eléctrica de decenas o cientos de miliamperios (p. ej., 200 ma). Debido a ello, se emiten electrones por el cátodo. A mayor miliamperaje, más electrones se emiten. Aceleración de los electrones hacia el ánodo: el ánodo consta de un metal (cobre) donde está inmerso el blanco metálico o foco (de tungsteno, renio o molibdeno). Entre el cátodo y el foco del ánodo se establece una elevada diferencia de potencial (p. ej., 80 KeV o kilovoltios), producida por el generador de alta tensión. Consecuentemente, los electrones que se emiten desde el filamento del cátodo son acelerados hacia el ánodo. Éste está inclinado varios grados para facilitar el escape lateral de los rayos X que se emitan. Emisión de rayos X por el ánodo: al chocar los electrones con el ánodo metálico, se deceleran bruscamente; este mecanismo de frenado produce rayos X de mayor o menor energía media dependiendo del kilovoltaje utilizado, emitiéndose en forma de un espectro continuo de longitudes de onda (rayos X policromáticos). Además de este mecanismo de frenado, los electrones interactúan con los electrones de los átomos del ánodo, excitándolos; ello produce secundariamente la emisión de fotones de rayos X característicos (monocromáticos), es decir, de rayos X que tienen una longitud de onda específica y propia del material de que está fabricado el ánodo (fig. 1 4). Así pues, la energía de los rayos X que se emitan dependerá de: La diferencia de potencial entre cátodo y ánodo (kilovoltaje). -- El material con que esté fabricado el foco del ánodo. Por su parte, la dosis o cantidad de rayos X que se emitan dependerá de: La corriente del cátodo (miliamperaje). -- El tiempo de exposición. De modo que si uno de éstos se dobla, la dosis también lo hará. Disipación del calor generado: el proceso de producción de rayos X descrito anteriormente es poco eficiente, pues sólo una pequeña parte de la energía de los electrones que chocan con el ánodo se transforma en rayos X, la gran mayoría se traduce en calor que debe ser disipado. Existen distintos métodos para refrigerar el tubo de rayos X, que se pueden combinar y de los que dependerá la carga de trabajo que podrá soportar el tubo: Circulación de aceite o agua. Conducción a través de un metal. -- Sistema de ánodo rotatorio, que es el más usado actualmente. Permite repartir la carga térmica sobre un área mayor al irse desplazando el foco debido a la rotación del ánodo. Colimación del haz de rayos X: los rayos X producidos en el ánodo se emiten en todas las direcciones desde la superficie 4

3 Imagen por rayos X inclinada donde incide el haz electrónico. Para ser utilizados en la formación de imágenes, deben colimarse de modo que se obtenga un haz cónico de rayos X. En las fuentes de rayos X para uso médico se utilizan diversos elementos para colimar los rayos X y conseguir así la geometría deseada del haz, a base de carcasas y láminas de plomo que absorben los rayos X dirigidos en direcciones no deseadas. Debido a que los rayos X producidos son policromáticos (constan de un amplio espectro de energías), se emplean también filtros de aluminio situados en el camino del haz, para absorber la radiación blanda de menor energía, que no sería útil pues se absorbería en la superficie del paciente y solo contribuiría a aumentar la dosis en la piel. Sistemas de detección de los rayos X en radiografía tradicional Para la detección de los rayos X emergentes del cuerpo y formar la imagen radiológica, se han utilizado durante muchos años dos sistemas de detección: las películas radiográficas y las pantallas fluorescentes. Las placas radiográficas Consisten en una película recubierta por una emulsión de sales de plata, por una o ambas caras. Los fotones de rayos X incidentes en la película son capaces convertir químicamente las sales de plata en plata metálica. Tras el revelado y el fijado permanece la plata metálica, y se obtiene así una imagen analógica en gama de grises (negativo), en la que el grado de ennegrecimiento depende del flujo de fotones de rayos X, de una forma no lineal (fig. 1 5). Es el mismo proceso que ocurre en las películas convencionales utilizadas en fotografía con luz visible. Generalmente se utilizan chasis en los que la película radiográfica se sitúa en sándwich entre dos pantallas de refuerzo fosforescente. Éstas actúan como un medio primario de conversión de fotones de rayos X en fotones de luz visible, que inciden secundariamente en la película radiográfica, impresionándola. Se consigue así amplificar el número de fotones que inciden en la placa radiográfica. Los fenómenos de fluorescencia y fosforescencia consisten en que cada fotón que incide en determinados materiales provoca la emisión secundaria de varios fotones de luz visible. La fluorescencia es un fenómeno fugaz y la fosforescencia es más persistente. Actualmente todavía se utilizan en muchos servicios y unidades de radiodiagnóstico las placas radiográficas químicas, sobre todo para obtener radiografías de tórax, de abdomen, del esqueleto y mamografías. Están siendo sustituidas por sistemas de radiología digital. Las pantallas fluorescentes Se utilizan desde hace muchos años para radioscopia. Convierten los fotones de rayos X en fotones de luz visible. Dada su débil señal y para reducir la dosis de radiación al paciente, se emplean intensificadores electrónicos de imagen que multiplican los fotones de luz de la pantalla fluorescente, antes de presentarlos en una pantalla de rayos catódicos. Fotón de rayos X Efecto fotoeléctrico Ionización Fotón de rayos X Ionización Figura 1 3 Efecto fotoeléctrico y dispersión Compton. En el efecto fotoeléctrico, el fotón se absorbe, liberando un electrón, con lo que se atenúa el haz de rayos X. En la dispersión Compton, el fotón se frena y desvía, y libera un electrón. Se origina así radiación dispersa, además de atenuarse el haz. Cátodo Dispersión Compton Electrones Ánodo Fotones de rayos X Fotón de rayos X de menor energía Figura 1 4 Esquema del tubo de rayos X. En una cápsula de vidrio con vacío se sitúan el cátodo y el ánodo. Los electrones emitidos por el cátodo se aceleran hacia el ánodo debido a la elevada diferencia de potencial entre ambos electrodos causada por un generador de alto voltaje. Al incidir en el ánodo, los electrones son frenados causando la emisión de rayos X y de calor, que debe ser disipado. Densidad óptica 3,5 2,5 1,5 0,5 0,3 0,9 1,5 2,1 2,7 Log exposición Figura 1 5 Curva de respuesta de una película radiográfica. En abscisas se representa la exposición de la película radiográfica en escala logarítmica y en ordenadas la densidad óptica (= grado de ennegrecimiento del negativo revelado). Se aprecia que la respuesta de la película a la exposición a los fotones es inicialmente escasa, luego es logarítmica dentro de un rango de exposición determinado, y tiende a la saturación a partir de una determinada exposición. 5

4 RADIOLOGÍA GENERAL Técnicas radiológicas Radiografía simple Es el procedimiento de formación de imagen más sencillo, se requiere solamente un tubo de rayos X y su generador, así como una placa radiográfica analógica convencional en su chasis. Entre el tubo emisor y la placa se sitúa la región anatómica del paciente que se quiere explorar. La imagen formada en la placa es una proyección cónica, que constituye una representación bidimensional de un objeto tridimensional (el cuerpo humano). Se produce ampliación debido a la geometría de la proyección, de modo que las zonas del paciente más alejadas de la placa se ampliarán más que las más próximas. Una vez revelada, en cada punto de la placa (definido por el tamaño del grano de la película radiográfica) se representa en escala de grises el grado de atenuación del haz a lo largo de su trayecto a través del organismo: el blanco representa la mayor atenuación de los rayos X y el negro, la menor. El grado de atenuación de los rayos X es el sumatorio de los productos de los coeficientes de atenuación por el espesor de los tejidos atravesados, es decir, a mayor espesor de un tejido, mayor atenuación de los rayos X (el órgano aparecerá más blanco en la placa) pese a que el coeficiente de atenuación sea constante. Para obtener imágenes de alto contraste de tejidos blandos se utilizan kilovoltajes bajos, con rayos X menos energéticos, como en la mamografía, en la que se utilizan unos 40 KeV con ánodos de molibdeno, en los que se originan rayos X con menor componente policromático. En el extremo opuesto está el tórax, donde deben representarse tejidos de coeficientes de atenuación muy diversos que requieren imágenes de bajo contraste y alta latitud, por lo que se utiliza kilovoltajes altos (unos 120 KeV). JJ Radiación dispersa. Rejillas tipo Bucky Debido a la dispersión Compton, se originan secundariamente fotones de rayos X que no siguen la dirección original procedente del tubo emisor; se trata de la radiación dispersa. Cuanto mayores sean la energía de los rayos X y el diámetro del paciente, más radiación dispersa se originará, por lo que ésta será máxima en pacientes obesos o de gran tamaño y en exploraciones que utilicen kilovoltajes altos, como en la radiografía del tórax. Esta radiación dispersa debe reducirse, pues no contribuye a la formación de la imagen ya que consiste en rayos X desviados a su paso por el paciente, que sólo disminuyen el contraste de la imagen, haciéndola más gris. Para reducir la radiación dispersa que alcanza la placa, se utilizan rejillas fijas o móviles metálicas tipo Bucky colocadas entre el paciente y la placa: estas rejillas se componen de finas láminas paralelas y muy próximas, que permiten pasar los rayos X que proceden directamente del foco y que son los que interesan para formar la imagen, bloqueando aquellos rayos X que proceden de otras direcciones. Existen otras técnicas para reducir la radiación dispersa, como la compresión, que se utiliza en mamografía. Tomografía geométrica convencional Durante muchos años se utilizó extensamente, pero ha sido sustituida actualmente por la TC. Se basa en el efecto geométrico directo que se consigue al desplazar el tubo y la placa en direcciones opuestas, mientras se emiten los rayos X, mediante un sistema mecánico de movimiento lineal (generalmente), de modo que sólo permanece enfocado un determinado plano paralelo a la placa, mientras que el resto se borran en gran medida (fig. 1 6). Variando el grado de movimiento relativo de tubo y placa, se consigue enfocar a voluntad el plano que se desee. Es importante resaltar que es necesaria una exposición de rayos X para cada plano, de modo que la dosis recibida por el paciente es proporcional al número de planos tomográficos obtenidos. Existen variaciones a la técnica de tomografía lineal, modificando la geometría del desplazamiento tubo / placa, entre ellas la ortopantomografía, que se sigue utilizando actualmente, si bien a menudo con soporte digital. Radioscopia La geometría es la misma que la de la placa simple, sustituyendo la placa por un sistema de televisión con intensificador de rayos X, que consta de una pantalla fluorescente donde los rayos X que inciden tras atravesar al paciente, provocan la emisión de luz visible, que tras pasar a través de un sistema óptico reductor equipado con un intensificador de imagen, se amplifica e incide en una cámara de televisión (del tipo clásico con tubo electrónico, o bien con un sensor CCD). La radioscopia o fluoroscopia se emplea sobre todo en radiología vascular, para procedimientos intervencionistas, en quirófanos, y para estudios del tubo digestivo con bario. Técnicas radiológicas con medios de contraste Existen diversas técnicas radiológicas en las que se utilizan medios de contraste para aumentar o disminuir las densidades radiológicas de distintos tejidos o cavidades, haciéndolos visibles en la imagen radiológica. Los medios de contraste se tratan ampliamente en el capítulo 6. Dichas técnicas con contrastes emplean o bien procedimientos de radiografía simple / tomografía convencional, o bien equipos de radioscopia. Su utilización está en declive, dado el auge de la ecografía, la TC y la RM. JJ Estudios del tránsito digestivo con bario Esofagogastroduodenal, tránsito intestinal, enema opaco. Se utiliza bario con o sin aire por vía oral o rectal (o a veces contrastes hidrosolubles) y equipos con radioscopia. JJ Estudios de las vías urinarias con contrastes hidrosolubles yodados Pielografía intravenosa, cistografía (fig. 1 7) y pielografía ascendente (a través de sondaje vesical estas últimas). JJ Estudios vasculares con contrastes yodados Angiografía. JJ Otros estudios con contrastes diversos administrados a través de conductos naturales o quirúrgicos Dacriocistografía, sialografía, laringografía, galactografía, fistulografías, mielografía, cisternografía, broncografía, linfografía. Algunos de estos estudios se han abandonado prácticamente, como la broncografía, la laringografía y la linfografía. 6

5 Imagen por rayos X Tubo de rayos X Plano de interés Mesa Placa Figura 1 6 Esquema de la tomografía geométrica convencional. Mediante el desplazamiento simultáneo del tubo emisor de rayos X y la placa situada bajo la mesa donde está colocado el paciente, se consigue proyectar de forma precisa el plano de interés (1) sobre la placa, difuminándose los planos suprayacentes (2) y los subyacentes. Para cada plano de interés se debe hacer una exposición de rayos X. En la moderna tomosíntesis (no ilustrada aquí), solamente se desplaza el tubo de rayos X, el panel plano permanece fijo. Posteriormente, mediante software, se reconstruyen los planos de interés que se deseen, todo ello con una sola exposición de rayos X. Figura 1 7 Cistografía obtenida en un equipo de radioscopia digital. Gracias a la infusión de contraste yodado a través de sondaje uretral, se consigue destacar la vejiga urinaria sobre las demás densidades de la radiografía, debido a la elevada densidad radiológica de la orina mezclada con el contraste yodado. Nótese la presencia de un cistocele. Radiología digital Los primeros sistemas de radiología digital consistieron en escanear placas radiográficas convencionales (analógicas) y digitalizar la señal utilizando un convertidor analógico digital. La imagen resultante consta de una matriz de múltiples elementos (píxeles) en la que a cada píxel se le confiere un valor numérico determinado. Por ejemplo, si es un convertidor analógico digital de 12 bits, los valores irán de 0 a (2 elevado a 12 = 4.096). Posteriormente aparecieron sistemas detectores digitales directos que no precisaban de la placa convencional. La gran ventaja de la imagen digital es que puede ser tratada como cualquier archivo informático, lo que permite almacenarla, enviarla por red, verla en monitores, tratarla con procedimientos de procesado de imagen digital, etc. Sistemas detectores para radiología digital JJ Sistemas de radiografía computarizada (CR, del inglés computed radiography) a base de sustratos fosforescentes fotoestimulables En ellos, una placa cubierta de un material fosforescente sustituye a la película radiográfica. La placa no se revela químicamente, se «lee» en un sistema CR, mediante un haz láser que extrae la energía que los rayos X habían depositado en la misma, ocasionando luz de fluorescencia, la cual se utiliza para formar la imagen tras ser digitalizada y procesada. La pantalla se regenera y es reutilizable. En estos sistemas aún se precisa el transporte manual de los chasis entre los equipos de rayos X y los equipos lectores de CR, pero la respuesta de estos sistemas es más lineal y tiene mayor gama dinámica que la de la placa radiográfica convencional. Los sistemas CR son muy utilizados actualmente, y son ventajosos particularmente para las radiografías portátiles. JJ Paneles planos Son el sistema más moderno y que está sustituyendo a los soportes de fósforo fotoestimulables porque los paneles están fijos en el equipo de rayos X, integrándose el sistema de detección y procesado. Se fabrican del tamaño de las antiguas placas radiográficas (p. ej., cm). La señal que constituirá la imagen viaja directamente a la red informática desde los equipos (fig. 1 8). Además, son más eficientes que los sistemas fosforescentes fotoestimulables, con lo que se necesitan menores dosis de rayos X. Los paneles planos constan de varias capas finas adyacentes: una capa fina de transistores de silicio amorfo (TFT, del inglés thin film transistor) depositados en un cristal, y una capa de un material absorbente de rayos X. Cada panel consta de una matriz de píxeles (típicamente entre y píxeles de 130 a 200 micras cada uno). XX Tipos de paneles planos De conversión directa: en ellos se utiliza selenio amorfo sobre el que los fotones de rayos X incidentes en el panel plano producen directamente sobre los TFT una acumulación de carga eléctrica en cada píxel, directamente proporcional al flujo de fotones incidentes. De conversión indirecta: en ellos se utiliza yoduro de cesio, donde los rayos X producen la emisión de fotones visibles que son 7

6 RADIOLOGÍA GENERAL Figura 1 8 Imagen digital del tórax en panel plano (flat panel). Los paneles planos constituyen el más moderno sistema detector de rayos X, son del tamaño de una placa radiográfica convencional, y van integrados directamente en el equipo de rayos X, en lugar de la placa radiográfica o del sistema fosforescente fotoestimulable. Esta imagen se obtuvo en un equipo para tórax con panel plano. los que secundariamente ocasionarán la acumulación de carga eléctrica sobre los TFT. Esta señal obtenida en forma de carga eléctrica, se lee y se digitaliza en un convertidor analógico digital; a continuación, se preprocesa en un ordenador y se envía a las estaciones de trabajo diagnósticas y al sistema informático (fig. 1 8). Se ha comprobado recientemente que los paneles planos de detección indirecta ofrecen una mayor calidad de imagen y mejor eficacia en cuanto a la dosis de radiación, comparados con los paneles planos directos. XX Ventajas de los paneles planos Son más sensibles a los rayos X que los sistemas de fósforo fotoestimulables y que las placas convencionales (tienen mayor eficiencia cuántica, es decir, detectan un mayor porcentaje de los fotones incidentes), lo que permite reducir la dosis de rayos X. Pueden obtenerse múltiples imágenes en poco tiempo, hasta 30 por segundo en los equipos más modernos, por lo que pueden utilizarse en radioscopia. Los sistemas de adquisición de imágenes y de procesado están integrados, lo que permite una mayor productividad de los equipos de panel plano. A diferencia de las CCD (del inglés, charge coupled device), se fabrican de gran tamaño, por lo que no se requieren sistemas ópticos de reducción de la imagen. JJ Sensores CCD Los sensores CCD empleados en radiología son idénticos a los utilizados en fotografía, salvo que son monocromos. También pueden emplearse los sensores CMOS (semiconductores de metal óxido). Estos sensores CCD convierten los fotones de luz incidentes en una carga eléctrica, que es medida píxel por píxel, y digitalizada en un convertidor analógico digital, para formar posteriormente la imagen. Los sensores CCD actuales son pequeños, entre 2 y 10 cm 2, lo que ha limitado su utilidad en radiología pues se necesita un sistema óptico de reducción de la imagen de la pantalla fluorescente al tamaño del sensor CCD, ya sea mediante lentes o con tecnología de fibra óptica. Esta tecnología CCD se utiliza principalmente para equipos de radioscopia. Proceso de digitalización En la digitalización se utilizan convertidores analógico digitales (desde 8 hasta 16 bits, o más) idénticos a los utilizados en los sistemas de audio o vídeo. Para digitalizar la señal, se procede a muestrear la señal analógica, que es continua, a lo largo de los ejes X e Y de la placa, de modo que en cada píxel de la matriz resultante, la señal analógica detectada se convierte en un valor numérico entero, que en un convertidor de 16 bits puede ir desde el 0 al (de menor a mayor atenuación). Ventajas de la digitalización de la imagen Puede tratarse, almacenarse y difundirse igual que cualquier otro archivo informático. Los sensores digitales son más eficaces que la película radiográfica en la detección de los fotones incidentes, lo que debería permitir reducir las dosis de radiación. La respuesta de los sensores digitales es más lineal y con mayor gama dinámica que la de la película radiográfica. Esta última tiene menor gama dinámica (alcanza antes la saturación) y además su respuesta es menos lineal debido al llamado efecto de reciprocidad (es más bien logarítmica, a partir de un punto deja de ser proporcional al flujo de fotones y tiende a la horizontal hacia la saturación). Por ello, los sistemas digitales son menos críticos y permiten una mayor variabilidad en la dosis de rayos X, lo que, por otra parte, tiene el riesgo de radiar más al paciente, pues al aumentar la dosis no se «quema» tanto la imagen como ocurría con la placa convencional. Esto obliga a ser especialmente precavidos y utilizar la menor dosis que proporcione una imagen aceptable. Inconvenientes de la digitalización de la imagen Una relativa menor resolución espacial respecto a la placa convencional, lo que hace más difícil detectar detalles muy finos, como por ejemplo los neumotórax o las microcalcificaciones. Esto se está corrigiendo con las últimas generaciones de paneles planos, que tienen píxeles de menor tamaño, y al mismo tiempo poseen menores ruidos de lectura y ruido térmico y mayor eficacia cuántica en la detección de los rayos X. Tratamiento de la imagen digital JJ Procesado de las imágenes La imagen digital constituye un archivo informático que representa una matriz de X*Y píxeles, cada uno con un valor numérico determinado. Dicho archivo de imagen puede almacenarse en discos duros de alta capacidad u otros sistemas de almacenamiento de datos, y difundirse fácilmente a través de redes informáticas, in- 8

7 Imagen por rayos X A A B B Figura 1 9 Tratamiento de la imagen digita: reducción de ruido. A) Detalle de radiografía de tórax portátil con soporte fosforescente fotoestimulable. Se observa un patrón alveolar difuso pulmonar. Nótese el fino granulado debido al ruido. B) Tras un filtro de reducción de ruido espacial tipo mediana, se ha reducido considerablemente el ruido de la imagen, con mínima pérdida de resolución espacial. Figura 1 10 Tratamiento de la imagen digital: realce del detalle con refuerzo de bordes. A) Detalle de la radiografía digital de tórax normal de la figura B) Tras un filtro espacial tipo máscara de enfoque con radio de 5 píxeles, se realzan ciertos detalles de la imagen con efecto de refuerzo de bordes, a expensas de un mínimo aumento del ruido de la imagen. XX Tratamientos informáticos avanzados Técnicas de sustracción digital: se puede sustraer una imagen basal de otra imagen obtenida tras la introducción de un medio de contraste, como en la angiografía por sustracción digital (fig. 1 11). O bien hacer una sustracción temporal, comparando dos placas obtenidas en distintos momentos para detectar patología de nueva aparición. Esta técnica de sustraccluso por Internet. Se puede variar el brillo y el contraste en el monitor donde se observa la imagen, lo que es muy ventajoso sobre la radiografía convencional. Además, el archivo de imagen puede tratarse adecuadamente con los múltiples procedimientos disponibles de procesamiento de imagen. Estos procedimientos de hecho se aplican en distinto grado por los fabricantes de los equipos ya antes de presentar la imagen en el monitor de la consola del equipo. Pero también pueden utilizarse a posteriori en las estaciones de trabajo de los equipos o en el PACS (del inglés, picture archiving and cummunication system). XX Técnicas estándar de posprocesado Técnicas de reducción del ruido: al reducir el ruido, mejoran el contraste aunque pueden reducir la resolución espacial, se basan en diferentes filtros espaciales matriciales (desenfoques gaussianos, filtros mediana, etc.) (fig. 1 9). Filtros matriciales espaciales para resaltar detalles: realzan detalles finos o medios, ocasionando refuerzo de bordes (máscaras de enfoque, etc.) (fig. 1 10). Técnicas de procesado de frecuencias, a base de la transformación de Fourier: se emplean tanto para la reducción de ruido como para resaltar detalles finos, medios o de amplia escala. Técnicas denominadas Wavelets: híbridas entre los procedimientos espaciales y de frecuencias, e utilizan para la reducción de ruido y / o para resaltar detalles a cualquier frecuencia espacial. 9

8 RADIOLOGÍA GENERAL Figura 1 11 Angiografía de sustracción digital. Composición anteroposterior de angiografías selectivas de arteria carótida interna derecha e izquierda. Se obtuvieron imágenes antes y después de la inyección de un medio de contraste yodado hidrosoluble. La imagen es el resultado de sustraer digitalmente imágenes precontraste de las imágenes poscontraste, mostrando así las arterias con alta densidad debido al contraste yodado. Las angiografías se muestran en positivo tradicionalmente, de modo que la densidad más alta corresponde al negro. Figura 1 12 Mamografía digital en panel plano (proyección lateral). La mamografía se obtiene con bajo kilovoltaje para resaltar las diferencias de contraste. Se utiliza compresión de la mama para reducir la radiación dispersa y para disminuir el espesor del tejido atravesado por los rayos X. En esta imagen se observan algunas calcificaciones en el parénquima mamario y en vasos. Figura 1 13 Radiografía digital de tórax posteroanterior. La radiografía de tórax se realiza con elevado kilovoltaje para representar un amplio rango de densidades. El contraste disminuye respecto a radiografías con menos kilovoltaje, y se hace difícil distinguir entre la grasa y el agua; además, se ven peor las calcificaciones. En cambio, se consigue una buena demostración de la anatomía pulmonar y mediastínica sin excesiva interferencia del esqueleto. La radiación dispersa se reduce empleando rejillas móviles tipo Bucky situadas delante de la placa o panel. Nótese el efecto Mach negativo en el borde cardíaco, cúpulas diafragmáticas y borde de las mamas. JJ ción temporal también se utiliza en los sistemas de diagnóstico asistido por computadora o CAD (del inglés, Computer Assisted Diagnosis). Formatos de las imágenes y su distribución Existe un formato estándar internacional aceptado por los distintos fabricantes para permitir la interconexión de todos los equipos de imagen digital, denominado DICOM (digital imaging and communications in medicine), donde se archivan las imágenes en un formato preestablecido y con unas cabeceras determinadas que incluyen, entre otros, los datos demográficos en formato ASCII. De este modo, las imágenes en DICOM son compatibles entre los distintos equipos y fabricantes. Para ver este formato en un ordenador normal, se necesita un visualizador DICOM, que habitualmente se proporciona ya en los CD ROM grabados en este formato. Por otra parte, existen diversos programas informáticos que permiten trabajar con imágenes DICOM. Las imágenes radiológicas digitales se envían inmediatamente desde los equipos y estaciones de trabajo a la red del sistema de almacenamiento y visualización de imágenes o PACS. Éste consiste, fundamentalmente, en una serie de programas informáticos instalados en una red de múltiples ordenadores conectados a los equipos radiológicos y a unos servidores centrales donde se almacenan y distribuyen las imágenes. Los radiólogos trabajan ante las consolas de usuario del PACS, donde pueden ver y procesar los estudios, e informarlos prácticamente en tiempo real, gracias a los sistemas de escritura con reconocimiento de voz de los sistemas de información radiológica o RIS (del inglés radiology information system). De este modo se agiliza enormemente la distribución de las exploraciones radiológicas informadas, desde los servidores centrales del PACS y RIS hacia los ordenadores de los médicos que han solicitado las pruebas de imagen. La integración del PACS, del RIS y del sistema de información hospitalaria o HIS (del inglés hospital information system), se tratará en otro capítulo de este libro. Pero además de enviarse al PACS RIS, las imágenes procesadas se pueden guardar en distintos formatos de imagen, comunes a los utilizados en fotografía: TIFF, BMP, JPEG, etc. Es importante conocer si se guardan en archivos de 8 o 16 bits, pues sólo estos últimos recogen prácticamente toda la gama dinámica de la imagen y permiten tratamientos posteriores sin perder información. Para su envío por Internet o para su almacenamiento en distintos dispositivos, pueden utilizarse diferentes técnicas de compresión de imagen en archivos 8 bits, ya sea en formato TIFF o en el popular JPEG, con lo que se reduce mucho el volumen de datos sin que se resienta apreciablemente la calidad de la imagen presentada que, sin embargo, no admitirá procesados ulteriores eficaces, pues al pasar a 8 bits se pierde mucha información. JJ Técnicas radiológicas digitales XX Radiografía simple digital La radiografía simple digital es, en todo, similar a la radiografía simple convencional excepto que se emplea un sistema detector diferente, ya sea un sistema de fósforo fotoestimulable o un panel plano. 10

9 Imagen por rayos X Se utilizan rejillas tipo Bucky para eliminar la radiación dispersa. Para ajustar la dosis de radiación necesaria, se utilizan exposímetros automáticos, lo que unido a la mayor tolerancia de exposición de los sistemas digitales, hace que prácticamente todas las radiografías estén correctamente expuestas, lo que permite reducir mucho el porcentaje de repetición de radiografías (figs y 1 13). XX Tomosíntesis Es una técnica de obtención de imágenes tomográficas similar a la de la tomografía geométrica convencional, utilizando un panel plano digital en lugar de la película radiográfica. Se aprovecha para la tomosíntesis una cualidad de los paneles planos: que pueden obtener múltiples imágenes consecutivas, a razón de varias por segundo. A diferencia de la tomografía convencional, en la tomosíntesis solamente se desplaza el tubo (mientras emite rayos X), y el panel plano permanece fijo; el desplazamiento del tubo es, habitualmente, de unos 20 cm. Se obtienen así múltiples proyecciones radiográficas sobre el panel plano, todas ellas diferentes debido al efecto del paralaje. Posteriormente, mediante procesado por ordenador, se pueden reconstruir los planos que se deseen, con el procedimiento de desplazar convenientemente cada una de las proyecciones obtenidas, de tal forma que el plano deseado queda enfocado y los demás planos se borran en gran medida. Se obtienen de esta forma múltiples imágenes tomográficas sintetizadas por ordenador, con un solo desplazamiento del tubo de rayos X y, por tanto, una sola exposición de rayos X, a diferencia de la tomografía convencional. La tomosíntesis permite obtener múltiples imágenes tomográficas con menor dosis que la TC, aunque con menor contraste y sin eliminar totalmente los tejidos adyacentes, que simplemente se difuminan. Esta técnica no es un sustituto de la TC, sino un complemento de la radiografía simple. Sus indicaciones precisas no están aún definidas, aunque se han propuesto ya algunas posibles indicaciones y existen equipos ya comercializados. La tomosíntesis tiene la ventaja de que puede realizarse inmediatamente tras la radiografía, en el mismo equipo, además de la menor dosis de radiación respecto de la de la TC. XX Radiografía de sustracción digital con doble energía El contraste entre la densidad calcio y la densidad agua es mayor en radiografías obtenidas con bajas energías que en las obtenidas con altas energías. Si en un equipo radiográfico de panel plano se obtienen dos proyecciones consecutivas rápidas en pocos milisegundos, una de ellas con alta energía (120 kv) y otra con baja energía (60 kv), se obtendrán dos proyecciones digitales prácticamente coincidentes en el espacio y tiempo, pero con distinta información densitométrica. En la imagen obtenida con mayor energía predominará el efecto de dispersión Compton, y el grado de gris obtenido dependerá más de las diferencias de densidad; en la imagen obtenida con menor energía predominará el efecto fotoeléctrico, con lo que el grado de gris dependerá más de las diferencias de número atómico. Posteriormente se procede a la sustracción digital de ambas proyecciones, con dos posibilidades: Eliminar por sustracción los tejidos de densidad agua y grasa, resaltando así las estructuras de densidad calcio. Esta técnica puede utilizarse para detectar calcificaciones (en nódulos pulmonares, cálculos renales, etc.) o para medir la densidad ósea. Eliminar los tejidos de densidad calcio (esencialmente, el esqueleto) resaltando los tejidos blandos. Puede usarse para aumentar el contraste de los tejidos blandos eliminando la interposición del esqueleto (p. ej., en la detección de nódulos pulmonares). También se pueden utilizar estas técnicas de doble energía para resaltar más el realce por los medios de contraste yodados. Esta tecnología de sustracción digital por doble energía está disponible en varios equipos actuales de panel plano. XX Radioscopia digital En los sistemas más habituales de radioscopia digital se utiliza un sistema de televisión con intensificador de rayos X similar a la radioscopia convencional. La señal procedente del sensor CCD del sistema de televisión se digitaliza y se envía a la consola del operador, donde se muestra en tiempo real. Se pueden obtener imágenes directamente (fluorografía). El inconveniente de estos sistemas es que se necesita un sistema óptico reductor que introduce distorsiones, y es frecuente la saturación del sensor CCD. Los equipos de paneles planos actuales pueden producir varias imágenes por segundo, por lo que existen equipos de radioscopia equipados con estos paneles. Tienen ventajas importantes sobre los equipos con intensificador de imagen pues no utilizan sistemas de reducción óptica, con lo que se evitan las distorsiones geométricas y el viñeteado (pérdida de señal en los bordes de la imagen), y además tienen menor tendencia a la saturación por lo que ofrecen una mayor gama dinámica. Muchas de las técnicas convencionales con medios de contraste descritas al hablar de la radiología convencional, se realizan actualmente utilizando sistemas de radioscopia y radiología digitales, si bien estos procedimientos cada vez se utilizan menos debido al auge de la ecografía, TC y RM. Los sistemas de radioscopia digital se emplean sobre todo en radiología vascular e intervencionista, donde se están introduciendo equipos con paneles planos. XX Sistemas de diagnóstico asistidos por ordenador (CAD) Tanto para radiología simple como para otros procedimientos de diagnóstico como la TC, se están desarrollando programas de ordenador orientados a facilitar la detección de lesiones y para ayudar en su interpretación. Ello ha sido posible gracias a la digitalización de la imagen radiológica y al gran desarrollo de la informática. Ya existen distintos programas comerciales orientados a diferentes escenarios: Detección de lesiones sospechosas en las mamografías. Detección de nódulos en las radiografías del tórax. Comparar radiografías obtenidas en distintos momentos mediante técnicas de sustracción temporal digital, con objeto de facilitar la detección de lesiones de nueva aparición, o de evaluar el crecimiento de nódulos. Bases de interpretación de la imagen radiológica Densidades radiológicas Dentro de la escala de grises de la imagen radiológica, analógica o digital, el blanco representa la mayor atenuación de los rayos X, y el negro, la menor (o mayor transparencia a los rayos). Antigua- 11

10 RADIOLOGÍA GENERAL A B Figura 1 14 Densidades radiológicas. A) Detalle de mamografía de la figura 1 12 donde se diferencian cuatro de las cinco posibles densidades radiológicas: aire, grasa (subcutánea y alrededor del parénquima), agua (parénquima mamario y vasos) y calcio (en parénquima y en vasos). No se observan densidades metálicas aquí. B) Proyección oblicua posterior izquierda digital de la transición toracoabdominal. Nótese la presencia de densidad metal, superior a la densidad calcio del esqueleto, debida a una endoprótesis en la unión esofagogástrica. mente se utilizaba el sistema inverso, por lo que en los libros antiguos de radiología pueden verse imágenes donde el blanco corresponde a la menor atenuación, y el negro a la mayor, pero este sistema ya no se utiliza desde hace muchos años, excepto en angiografía, donde es habitual. Un tono de gris concreto en una radiografía traduce una determinada atenuación de los rayos X tras su trayecto a través del cuerpo, que depende tanto de los coeficientes de atenuación de los tejidos atravesados como de su espesor (a doble espesor de un tejido, doble atenuación), por lo que las densidades radiográficas son relativas, no absolutas. En cambio, en la TC, cada píxel representa el coeficiente de atenuación en dicho punto, independientemente de otros factores, por lo que las densidades medidas en TC son absolutas. En la imagen radiológica (sin medios de contraste) se pueden distinguir estructuras anatómicas del organismo humano debido a que existen cinco densidades radiológicas diferentes. De menor a mayor densidad (atenuación) son: aire, grasa, agua, calcio y metal (fig. 1 14). Tienen la misma densidad agua todos los tejidos blandos y los fluidos corporales, excepto la grasa y las vísceras con contenido aéreo. Signo de la silueta Constituye el principio fundamental de la formación de la imagen radiológica y de su interpretación (fig. 1 15). Puede enunciarse así: «En la imagen radiológica se observa un borde de separación entre dos estructuras anatómicas adyacentes, siempre que sus densidades sean diferentes». Un enunciado negativo se utiliza a menudo: «En la imagen radiológica, no se observa borde de separación entre dos estructuras anatómicas de la misma densidad». Este signo vale tanto para la imagen radiológica como para la TC u otros procedimientos de imagen. Sin embargo, hay que tener en cuenta que en los demás procedimientos de imagen existen muchos más matices, como en la TC, donde existen muchas más densidades radiológicas que en la radiografía simple, aun sin utilizar medios de contraste. Resolución en contraste El ojo humano es capaz de distinguir un número limitado de tonos de grises en un monitor de televisión, desde el blanco al negro, como máximo unos 50 tonos. En general, el contraste entre las cuatro densidades radiológicas naturales (sin contar el metal) es menor entre grasa / agua que entre aire / grasa o agua / calcio. Dicho contraste aumenta al utilizar energías menores (menos KeV), y disminuye con energías mayores (más KeV). Ello tiene una aplicación inmediata práctica en radiología: Para explorar áreas de tejidos donde interesa el máximo contraste. Se utilizan bajos kilovoltajes, como en la mamografía (40 KeV) o en radiología ósea o abdominal (60 KeV). Ello permite discernir muy bien las diferencias entre las densidades grasa, agua y calcio, pero las estructuras con aire quedarán saturadas en negro (fig. 1 14). Se consigue así una buena resolución en contraste a expensas de no representar adecuadamente todo el espectro de densidades desde el aire al calcio (menor latitud). Para áreas anatómicas con alto contraste intrínseco natural. Se utilizan elevados kilovoltajes, como en el tórax (120 KeV). Si se utilizase bajo kilovoltaje, los campos pulmonares se saturarían en negro sin visualización adecuada de la vasculatura, o las partes blandas quedarían saturadas en blanco. Gracias al alto kilovoltaje, se obtiene una imagen con mayor latitud, donde se consigue representar toda la gama de densidades desde el aire al calcio, a expensas de un bajo contraste. De hecho, en el tórax a menudo se distingue mal la silueta entre la grasa y el agua, por lo que en una radiografía de tórax de alto kilovoltaje prácticamente hay tres densidades (además del metal, no natural): aire, partes blandas y calcio (fig. 1 13). Esto ocurre sobre todo en individuos obesos en quienes se produce mucha radiación dispersa que disminuye aún más el contraste. En individuos delgados el contraste es mejor, pero de todas formas estos sujetos tienen poca grasa anatómica. Las calcificaciones se distinguen peor con alto kilovoltaje. 12

11 Imagen por rayos X Resolución espacial En toda imagen radiológica se pretende obtener la mayor resolución espacial, para poder resolver estructuras lo más pequeñas posibles. La resolución espacial se mide en capacidad de resolver n líneas por milímetro; cuanta mayor resolución espacial, se resolverán más líneas. La teoría del muestreo enseña que para resolver un detalle determinado es necesario que dicho detalle sea cubierto por al menos dos píxeles; a modo de ejemplo, si se dispone de un panel plano que tiene píxeles de 200 micras (5 píxeles por milímetro), como se necesitan dos de ellos para muestrear un detalle determinado, la resolución espacial será de 2,5 líneas por milímetro. También influye en la resolución espacial la geometría del haz de rayos X, concretamente el tamaño o diámetro del foco emisor del tubo, pues la resolución será mayor cuanto más pequeño sea el foco al evitarse el efecto de penumbra que existe en focos más gruesos. Para aumentar la resolución espacial se emplean diferentes estrategias, desde el tubo de rayos X hasta la placa radiográfica: Tubos con foco lo más puntual posible. Películas radiográficas de grano fino o paneles planos con tamaño pequeño de píxel. Técnicas de ampliación por proyección. Hay que tener en cuenta que, al disminuir el tamaño del grano, o del píxel, incidirán menos fotones de rayos X sobre cada «punto» de la imagen, con lo que aumentará el ruido de la misma. Esto ocurre, en general, en todos los procedimientos de imagen, en los que para conseguir una mayor resolución espacial se debe pagar el peaje de un mayor ruido en la imagen. Relación señal / ruido Debido a la física inherente al proceso de formación de imágenes radiológicas (ocurre igual en fotografía con luz visible), la señal de un tejido u órgano homogéneo se representa en la imagen con una atenuación en cierto modo heterogénea: los valores de gris presentan una distribución gaussiana o en Poisson, alrededor de un valor medio que representa la atenuación de dicho órgano. Las desviaciones hacia mayor o menor densidad respecto a la media constituyen el ruido en la imagen. El ruido de la imagen se debe a múltiples factores: La fluctuación intrínseca de los fotones incidentes en el detector. La eficiencia cuántica del sistema detector (es decir, el porcentaje de los electrones incidentes que son detectados). El ruido de lectura del sistema detector (ya sea analógico o digital). El ruido de la imagen, cuando la señal detectada domina ampliamente al ruido de lectura, se representa por la desviación estándar de la señal media, debido a que la señal tiene una distribución gaussiana o de Poisson. La relación señal / ruido es el cociente entre ambas. Además del ruido, hay que considerar también la posible presencia de artefactos, más frecuentes en estudios radiológicos convencionales que en los digitales. En estudios digitales con sistemas de fósforo, las hojas de refuerzo pueden ser fuentes de artefactos, sobre todo cuando ya se han utilizado repetidamente. Con los modernos paneles planos, estos problemas se han atenuado, pero suelen existir píxeles o columnas defectuosos que no detectan bien la señal, y que son corregidos por el fabricante con software de preprocesado, por lo que en las imágenes que se nos presentan ya se han eliminado cosméticamente estos artefactos. Para aumentar la relación señal / ruido en una imagen radiológica determinada, pueden adoptarse dos estrategias no excluyentes: Aumentar la dosis de radiación X incrementando la corriente del cátodo (más miliamperaje) con lo que incidirán más fotones en la placa o panel. Aumentar el número de fotones detectados en cada píxel, utilizando granos menos finos o píxeles mayores, lo que penalizará la resolución espacial. Si no se quiere sacrificar la resolución espacial, habrá que irradiar más al paciente para que incidan más fotones en cada píxel, sin sobrepasar las dosis recomendadas. Sistemática en la evaluación de una imagen radiológica JJ Seguimiento de un método determinado La interpretación de una imagen radiológica comienza por un buen procedimiento de visualización de la misma. En general, se debe seguir siempre el mismo método, sobre todo los principiantes. Una buena aproximación es hacer un análisis de fuera adentro, como eliminando las capas de una cebolla. Por ejemplo, para una radiografía de tórax, podría ser: a) las partes blandas y las «esquinas» de la radiografía; b) los huesos; c) los diafragmas, la pleura y el mediastino; d) los hilios, y e) los pulmones. JJ Aplicación del conocimiento de la anatomía radiológica Es esencial el conocimiento de la anatomía radiológica regional para afrontar una imagen radiológica. Esto será tratado específicamente en sucesivos capítulos de este libro, con las particularidades propias de cada órgano o sistema. JJ Conocimiento de los procesos que causan la formación de la imagen y que son la base de la semiología radiológica Las cinco densidades radiológicas y el signo de la silueta, que son la base esencial de la formación de la imagen y de su interpretación (figs y 1 15). Los efectos de la energía del haz de radiación sobre el contraste de la imagen. Por ejemplo, las calcificaciones se verán mucho mejor con bajo kilo voltaje (fig. 1 12). La geometría del estudio radiológico. Así, una menor distancia tubo placa se traducirá en una mayor magnificación de la imagen en general. Las estructuras anatómicas más separadas del sistema detector se magnificarán más (las costillas derechas aparecerán más grandes que las izquierdas en una radiografía lateral del tórax). Los efectos de la posición del paciente sobre el aspecto de la anatomía y de la patología radiológica. La realización de estudios radiológicos en bipedestación con rayo horizontal, o en decúbito supino con rayo vertical, se traduce en cambios muy significativos en la anatomía radiológica debido a los efectos gravi- 13

12 RADIOLOGÍA GENERAL A B E C D Figura 1 15 Signo de la silueta. A) Detalle de proyección posteroanterior de tórax de un paciente con un tumor mediastínico (paraganglioma). Se observa una prominencia del borde mediastínico izquierdo a la altura de la orejuela de la aurícula izquierda. Se trataba de un tumor mediastínico en dicha localización, en contacto con el corazón. Debido que el tumor y el corazón tienen la misma densidad agua, no se observa borde de separación entre ambas estructuras. B) Detalle de proyección posteroanterior de tórax de otro paciente con un tumor mediastínico (quiste broncogénico). Se observa una prominencia del borde mediastínico izquierdo debida al tumor, que se superpone y cruza al borde del cono de la arteria pulmonar y de la orejuela izquierda, sin borrarlos. Ello se debe a que el tumor es posterior al corazón, y no está en contacto con dichas estructuras. Los bordes del tumor y del corazón son visibles porque su densidad agua es diferente a la densidad aire del pulmón adyacente. Nótese como la línea paraaórtica está parcialmente borrada debido al signo de la silueta (flechas). C y D) Proyecciones posteroanterior y lateral de una paciente obesa con hernia de Morgagni compuesta fundamentalmente de grasa epiploica. La masa situada en el ángulo cardiofrénico derecho borra prácticamente el borde cardíaco derecho con el que contacta debido a que en radiografías del tórax de alto kilovoltaje las densidades grasa y agua se diferencian muy poco. E) Detalle de proyección posteroanterior de tórax de un paciente con neumonía. Debido a la diferente densidad radiológica entre la neumonía (agua) y el contenido bronquial (aire), se aprecia broncograma aéreo en el seno de la neumonía. mo, hay efectos fisiológicos, como la distribución gravitatoria del flujo sanguíneo pulmonar (fig. 1 13). Ciertos fenómenos ópticos como las bandas de Mach. Se trata de un efecto que se produce entre densidades radiológicas muy diferentes, particularmente entre la densidad agua y la densidad aire. Existen bandas de Mach oscuras (negativas) y brillantes (positivas). Las negativas se observan en la interfase entre estructutacionales: en bipedestación el aire de las vísceras asciende, y los fluidos corporales (derrame pleural, líquido gastrointestinal, etc.) descienden, lo que entre otros cambios ocasiona la formación de niveles hidroaéreos en las interfaces agua / aire en radiografías con rayo horizontal. También existen efectos gravitacionales sobre las partes blandas y vísceras, distintos en bipedestación o en supino. Y, asimis- 14

13 Imagen por rayos X ras anatómicas convexas de densidad agua, rodeadas de densidad aire, y consisten en una aparente línea negra que rodea la estructura de densidad agua (corazón, aorta, masas pulmonares, lesiones poliploides rodeadas de aire) (fig. 1 13). Las bandas de Mach positivas se observan en la interfase entre una estructura cóncava de densidad agua, en contacto con densidad aire, en las que se observa un refuerzo del borde blanco de la estructura de densidad agua (línea paraespinal, borde del derrame pleural, vísceras huecas abdominales con contenido aéreo). El conocimiento de estos efectos Mach es útil para la identificación anatómica de ciertas interfases agua aire y para evitar errores en la interpretación al confundir dichos efectos Mach con alteraciones reales de la densidad radiológica. Bibliografía Cowen AR, Davies AG, Sivananthan MU. The design and imaging characteristics of dynamic, solid state, flat panel x ray image detectors for digital fluoroscopy and fluorography. Clin Radiol. 2008;63: Cowen AR, Kengyelics SM, Davies AG. Solid state, flat panel, digital radiography detectors and their physical imaging characteristics. Clin Radiol. 2008;63: Dobbins JT 3rd, McAdams HP, Godfrey DJ, Li CM. Digital tomosynthesis of the chest. J Thorac Imaging. 2008;23: Flynn MJ, Kanicki J, Badano A, Eyler WR. High fidelity electronic display of digital radiographs. Radiographics. 1999;19: Goldin, J, Brown, M, Petkovska, I. Computer aided diagnosis in lung nodule assessment. J Thorac Imaging. 2008;23: Kotter E, Langer M. Digital radiography with large area flat panel detectors. Eur Radiol. 2002;12: MacMahon H, Li F, Engelmann R, Roberts R, Armato S. Dual energy subtraction and temporal subtraction chest radiography. J Thorac Imaging. 2008;23: Nees AV. Digital mammography: are there advantages in screening for breast cancer? Acad Radiol. 2008;15: Toledo F. Los rayos X. Los medios de contraste. En: Pedrosa CS, editor. Diagnóstico por imagen. Madrid: McGraw Hill / Interamericana; pp Lecturas recomendadas Chotas HG, Dobbins JT 3rd, Ravin CE. Principles of digital radiography with large area, electronically readable detectors: a review of the basics. Radiology. 1999;210: McAdams HP, Samei E, Dobbins J 3rd, Tourassi GD, Ravin CE. Recent advances in chest radiography. Radiology. 2006;241: Pedrosa CS, Méndez R. La imagen: conceptos básicos. En: Pedrosa CS, editor. Diagnóstico por imagen. Madrid: McGraw Hill / Interamericana; pp Pomes J. La imagen: digitalización. En: Pedrosa CS, editor. Diagnóstico por imagen. Madrid: McGraw Hill / Interamericana; pp