Obtención de una Radiografía Mamaria y Tipos de Detectores Digitales del equipo mamográfico.

Hola queridos lectores en este blog haré énfasis sobre la obtención de una radiografía mamaria y los tipos de detectores digitales que utilizan los equipos mamográficos hoy en día. Para las mujeres y hombres que se preguntan por qué se debe de comprimir la mama a pesar de la molestia que pueda ocasionar, pues aquí responderé sus preguntas.

La compresión.

La bandeja compresora y el soporte del receptor de imagen sujetan e inmovilizan la mama durante la exposición, disminuye el espesor de mama y proporcionan una compresión eficaz para separar adecuadamente el tejido fibro – glandular de manera uniforme. La bandeja compresora tienen un borde posterior de más de 3 cm de altura y forma un ángulo de 90° respeto al plano de compresión. Este borde impide que las estructuras de la pared torácica se superpongan a la porción posterior de tejido glandular mamario. El compresor ha de ser capaz de mantener una compresión uniforme con una fuerza de 25 a 45 libras (11,3 a 20,4 kilogramos) durante 1 minuto. La bandeja compresora puede ser accionada por un mecanismo motorizado controlado por pedales, manualmente y desde la consola de control. [1]

Figura 1. Paleta de compresión y el detector o receptor de imagen, comprimiendo un espesor uniforme de 7,5 cm, en el mamógrafo digital modelo: Senographe 2000D, marca: General Electric.

Con la compresión de la mama se persigue:

• Sujetarla en su posición correcta.
• Evita borrosidad de la Figura por movimiento.
• Dispersa los tejidos reduciendo la superposición de las estructuras anatómicas.
• Acerca el tejido al receptor de Figura mejorando la resolución espacial.
• Disminuye la atenuación y la cantidad de radiación dispersa. La mama comprimida posee un espesor más uniforme y el haz atraviesa un espesor menor.
• Los tejidos más gruesos (pared torácica) y los más delgados (pezón) se someten a una exposición de iguales características.
• La densidad óptica es más uniforme.
• Disminuye la radiación dispersa con lo cual mejora la resolución.
• Mejora el contraste.
• Disminuye la dosis.

Receptor de imagen.

El receptor de imagen es digital y puede ser categorizado como detectores de conversión directa o indirecta. Estos dos modos de adquisición de la imagen se explican detalladamente en cada sistema de detectores digitales.

Figura 2. Soporte de la mama y el detector digital se encuentra en la parte interna del soporte indicado en la figura. Fuente: Mamógrafo digital Senographe DS (cortesía CECLINES).

Sistemas digitales.

En mamografía se han intensificado las investigaciones sobre el desarrollo de detectores que cumplan con características tales como: absorción eficiente de la radiación incidente, respuesta lineal para un amplio rango de exposiciones, ruido intrínseco bajo, resolución espacial adecuada, formato adecuado para obtener imágenes de los distintos tamaños de mamas acorde a la práctica clínica y una buena sensibilidad que evite dosis excesivas al paciente, con tiempos de exposición aceptables. Los avances en los detectores ofrecen un incremento en la eficiencia de detección cuántica, una respuesta lineal de un amplio rango (1000:1) comparado con los sistemas de película – pantalla (40:1), bajo ruido e independencia de procesos de adquisición, visualización y archivo que permiten optimizar de forma individualizada cada proceso. [2]

En la tabla I se listan fabricantes de sistemas digitales y se dan las características de los detectores. Estos se clasifican en dos grandes grupos por su forma de uso, el primero está constituido por detectores fabricados con fósforo fotoestimulable denominados detectores de radiografía computarizada. El segundo detectores de radiología digital.

Tabla I. Tipos de fabricantes de sistemas digitales y características de los detectores de fósforo fotoestimulable, detectores integrados que se dividen en panel plano y de barrido. [2]

Detectores de conversión indirecta.

En Mamografía digital estos detectores usan un proceso de detección de dos pasos, como se observa en la Figura 3. Emplean una capa de centelleo tal como de yoduro de cesio dopado con talio [CsI(Tl)] para capturar la energía de los rayos x y convertirlos en luz. Una serie de diodos de películas delgadas convierten los fotones de luz en señales electrónicas que son capturados usando transistores de películas delgadas. En algunos sistemas, como los dispositivos de cargas acopladas, utilizan métodos alternativos y métodos de lectura ligera. En ambos sistemas, la sensibilidad a la luz en la imagen de una película ha sido reemplazada por la imagen digital de luz, lo cual puede considerarse como una evolución de la imagen película – pantalla. [3]

Figura 3. Proceso de detección de la conversión indirecta del detector, este proceso se realiza en dos pasos. Paso A los rayos-x inciden sobre la capa de yoduro de cesio dopado con talio y son capturados para ser convertidos en luz, paso B los fotones de luz son convertidos en una señal eléctrica. [3]

De manera similar en la película - pantalla, la dispersión de luz compromete la calidad de la imagen y hay un equilibrio entre el rendimiento de resolución espacial y sensibilidad a la radiación, como se muestra en la Figura 3. A medida que aumenta el espesor del centellador, se incrementa la propagación dando como resultado una disminución en la resolución. Debido a su estructura de columna, CSI (Tl) no crea dispersión de la luz tanto como otras pantallas. Sin embargo, el compromiso entre la resolución y la sensibilidad persiste.

Figura 4. En la parte A de la figura se muestra como se ve afectada la calidad de imagen en función de las características de la película, si es más gruesa o más delgada, la parte B resolución espacial y sensibilidad entre sistemas conversión se observan diferencias de acuerdo a lo enunciado en la parte A de la figura. [3]

Los espesores típicos de CsI (Tl) utilizado en los detectores de mamografía pueden variar desde 150 a 250 micras y exhiben una propagación de luz similar a los sistemas de película-pantalla. Ejemplos de detectores de conversión indirecta son el detector basado en CSI/CCD Fischer Imaging y el detector de GE CSI/TFT. [3]

Detectores de fósforo fotoestimulable.

Los sistemas de CR (Radiología Computarizada) consisten en placas de fósforos fotoestimulable que se introducen dentro de un chasis similar al del sistema película - pantalla. La energía de los fotones de rayos x incidentes sobre la placa se absorbe localmente por los electrones de la red cristalina que pasan a niveles de energía superiores metaestables, quedando atrapados para formar la imagen latente, estable por varias horas. Durante el proceso de lectura de la placa, un haz de luz láser muy focalizado realiza un barrido “estimulando” a los electrones a retornar al nivel de energía más bajo o nivel fundamental emitiendo luz (luminiscencia estimulada). El paso a este nivel es realizado a través de transiciones entre niveles energéticos intermedios asociados a un material dopante que es introducido en la red cristalina.

La longitud de onda de los fotones de luz emitidos depende del dopante utilizado y es distinta de la asociada a la luz láser. El número de fotones de luz emitidos en este proceso es proporcional al número de fotones de rayos x incidentes sobre la placa. La luz emitida es recogida por un fotomultiplicador donde se produce la conversión en señal eléctrica y su posterior amplificación y digitalización. Para mejorar la eficiencia de recolección de la luz se ha desarrollado un sistema de doble lectura (Figura 5) que consiste en recoger la luz emitida por el fósforo por ambos lados de la placa. En los sistemas de radiografía computarizada, una vez adquirida la imagen, es preciso borrar la información residual, lo que se consigue mediante un barrido de todo el fósforo con un haz de luz láser más intenso para vaciar las trampas electrónicas. [2]

Figura 5. Esquema de un sistema de doble lectura de fósforo fotoestimulable, en el que la luz que incide sobre la capa de fósforo es absorbida por los dos lados de la placa, luego de adquirir la imagen, ésta es borrada con una luz láser con un barrido sobre toda la placa de fósforo y así borrar la información residual. [2]

En estos detectores, las dimensiones del tamaño del píxel suelen ser mayores que el espaciado de muestreo debido a que la luz láser se dispersa al penetrar en la placa de fósforo liberando electrones atrapados en niveles que se encuentran a los lados de la dirección inicial del haz. Esto origina una imagen menos nítida pero tiene el efecto beneficioso de reducir la frecuencia espacial.

En mamografía la Eficiencia de Detección Cuántica de la radiografía computarizada es en general menor que la asociada a los detectores integrados y la doble lectura de la placa conlleva a una mejora en la misma para bajas frecuencias (40%). La principal consecuencia de esta limitación es que la dosis necesaria para obtener imágenes de calidad diagnóstica aceptable es mayor que la que se necesita con los sistemas integrados y en algunos casos superior a la de la película–pantalla, lo cual afecta la visibilidad de las microcalcificaciones en áreas de mayor densidad de tejido glandular y el nivel de ruido es muy alto para los valores de dosis definidos como aceptables.

Aunado a la contribución de la falta de optimización de los factores de exposición como consecuencia de usar equipos de rayos-x diseñados para película-pantalla. Un problema frecuente es la utilización de algoritmos de procesado de la imagen diseñados para tipos diferentes de exploraciones que conducen a reducir la visualización de las microcalcificaciones. Otra desventaja añadida es la presencia de suciedad en los chasis y en los sistemas de lectura que producen artefactos en la imagen contraproducentes para el despliegue de las microcalcificaciones que pueden traducirse en falsos positivos. [2]

Detectores de conversión directa.

Representan un avance tecnológico por la eliminación de los problemas asociados con la dispersión de la luz inherente de los sistemas de conversión indirecta. En estos sistemas, tal como se ilustra en la Figura 6, un fotoconductor absorbe los rayos x generando la señal (conversión directa). Bajo la influencia de un campo eléctrico externo, los agujeros (o electrones, dependiendo de la polaridad del campo aplicado) son dirigidos hacia un electrodo de píxel y son recogidos en un condensador de píxel.

Figura 6. Detector de conversión directa el fotoconductor de selenio amorfo como se ve en la parte A de la figura absorbe los rayos-x, generando una señal directa como se observa en la parte B de la figura. [3]

Debido a que los electrones y los huecos viajan a lo largo de la dirección de las líneas de campo eléctrico, las cargas se desplazan de forma lateral. Esto da como resultado un punto de respuesta excepcionalmente fino de aproximadamente 1 micra.

El fotoconductor superior se usa en sistemas de conversión directa de selenio amorfo (a-Se). El selenio tiene una gran historia comercial en Xerografía y sus procesos de fabricación son bien conocidos y optimizados [3]. La calidad de la imagen en los sistemas de xero - mamografía se reconoce ampliamente, pero han sufrido problemas de fiabilidad como resultado de desgaste mecánico de las placas durante la deposición de tóner y la cristalización del selenio durante los ciclos de borrado de alta temperatura. Al depositar el selenio en un receptor de imágenes de pantalla plana, estos problemas han sido superados.

En los detectores de conversión directa, la función de respuesta mantiene su nitidez incluso cuando el espesor del fotoconductor se incrementa, lo que no compromete el poder de radiación y la resolución espacial, como se muestra en la Figura 7.

Figura 7. La resolución espacial y sensibilidad en los detectores conversión directa se mantiene, incluso cuando el espesor del fotoconductor se incrementa como se ven la parte A de la figura, es por ello que en la parte B de la figura se puede observar que la función de respuesta para ambos fotoconductores es igual. [3]

Usando el selenio amorfo como el fotoconductor, con un espesor de 250 micras es adecuado para detener más del 95 % de los rayos x en el rango de energía mamográfica. Esto se ve en la Figura 8. Las pantallas intensificadoras estándares que se usan en la mamografía convencional sólo tienen entre 50 a 70 % de eficiencia cuántica, mientras que el centellador CsI (Tl) utilizado en detectores digitales de conversión indirecta exhibe entre 50 a 80 % de la eficiencia cuántica. Los sistemas que utilizan el selenio amorfo pueden alcanzar una eficiencia cuántica casi del 100%.

Figura 8. Rango de energía en mamografía cuando se usa un fotoconductor de selenio amorfo con un espesor de 250 micrones es el adecuado para detener más del 95 % de los rayos-x en el rango de energía de la mamógrafo. [3]

Sistemas con detectores integrados.

Estos sistemas, reconocidos como sistemas rigurosamente digitales, tienen integrados el equipo de rayos x y el detector. Al margen de las diferencias tecnológicas entre los detectores, cuyo desarrollo en el futuro próximo permitirá establecer sobre bases más fundadas la eventual superioridad de una u otra alternativa para diferentes aplicaciones, todos ellos presentan ventajas notables entre las que se puede mencionar:

• Producen una imagen inmediata, sin procesos intermedios de revelado, ni lectura
• Desaparecen los “chasis” permitiendo construir un ambiente digital, limpio y con capacidad para incrementar el rendimiento de salas y equipos.
• Reducen las dosis a los pacientes o al menos no las incrementan dado que la eficiencia de los detectores empleados es mayor.
• Producen imágenes de alta calidad, más estables y la versatilidad del proceso permite adaptarse cada necesidad concreta.
• La resolución de contraste es muy superior a la de los sistemas convencionales.
• La optimización completa de la cadena de obtención de imágenes incluyendo los factores de exposición (kVp, combinación ánodo-filtro, entre otros) seleccionados de acuerdo a las características de la mama (atenuación y espesor) se traduce en una reducción considerable de las dosis en pacientes con mamas densas al seleccionar automáticamente espectros de mayor energía.

REFERENCIA.

[1] Chevalier M, Morán P, Morant J, Torres R. (2007). Protocolo de Control de Calidad de los Sistemas Digitales Mamográficos. Sociedad Española de Física Médica.
[2] Chevalier M, Torres R. (2010). Mamografía digital. Física Medica 11.
[3] Smith A. (2005). Fundamentos de la mamografía digital: física, tecnología y consideraciones prácticas.