Respuesta del Detector de un Mamógrafo y la calidad de imagen.

Hola querida comunidad, hoy les hablaré de la importancia que tiene la respuesta del detector de un Mamógrafo y como influye la señal ruido en la calidad de imagen.

Respuesta del detector.

Los detectores de la imagen digital pueden ser considerados como pequeños medidores de dosis los valores de los píxeles están directamente relacionados a la energía absorbida por los elementos del detector. La respuesta para valores de pixel para el nivel de dosis debe ser lineal, sin embargo ha de tenerse muy en cuenta que dicha respuesta cambia cuando la señal es procesada eléctrica o digitalmente por tanto dichos análisis deben realizarse en base a imágenes no procesadas. [1]

Figura 1. Representación gráfica del valor medio del pixel en función del Kerma incidente de un detector digital con una función de respuesta lineal. Fuente: Control de calidad de mamógrafo digital Senographe 2000 en (CECLINES).

La respuesta del detector digital varía de acuerdo con el nivel de energía, si los valores de pixel son usados para seleccionar un nivel especifico de dosis para el CAE, la función de respuesta del detector puede estudiarse como una función de energía y no solo como una función de tiempo de exposición llevado a producto o dosis. En la mamografía el área del haz es generalmente mayor que el objeto de imagen y la zona libre donde el haz de radiación golpea el detector sin ninguna atenuación del paciente, estos valores de píxel se utilizan para estimar el KERMA en aire incidente. La relación entre el KERMA en aire y los valores de píxel en la exposición directa del detector debe ser evaluada utilizando radiación clínica sin ningún tipo de filtración adicional. Lo cual es muy importante porque el KERMA en aire se emplea para la estimación de dosis relacionadas con el paciente (dosis de la superficie de entrada, la EDS, o la dosis media glandular, MGD). [1]

Espesor Hemirreductor (EH).

El aluminio de alta pureza (99,9%). Es el espesor con que se atenúa el KERMA en aire (es el cociente de ∆Ek por ∆m, donde ∆Ek es la suma de la energía cinética de todas las partículas cargadas liberadas por partículas indirectamente ionizantes en un elemento de volumen de un material específico, ∆m es la masa del material en el elemento de volumen) de un haz de rayos-x no monocromático que se utiliza para evaluar el espesor hemirreductor de haces de rayos-x de bajas energías. Para realizar una medición correcta de EH se requiere distancias adecuadas entre la fuente de radiación, el filtro atenuador y receptor de imagen, así como un haz colimado y perpendicular al receptor de imagen. De este modo las medidas del EH permiten verificar la compatibilidad de los espectros de radiación con valores estándar medidos con un haz calibrado. [2] El EH es calculado por la ecuación:

(1)

Donde la lectura de exposición directa es Y0; Y1 y Y2 son las lecturas de exposición con espesores de aluminio añadidos de X1 y X2 respectivamente.

Los mamógrafos se consideran equipos especiales en muchos aspectos, entre estos la filtración. En todos los equipos de mamografía la filtración del haz es de 0.5mm de aluminio. El espesor hemirreductor debe ser > 0,3 mm aluminio.

Control Automático de Exposición (CAE).

La adquisición de la imagen digital proporciona mejoras importantes en la adquisición de la imagen, debido a que no es necesario disponer de un sensor separado CAE como parte del sistema, porque el detector digital puede servir como un sensor de múltiples elementos a diferencia de los sistemas convencionales o de fósforo fotoestimulable, en los que el CAE es un sistema que se incluye en la unidad. [3]

El diseño de los dispositivos de CAE ha evolucionado en los últimos años. Inicialmente estos sistemas actuaban limitando el tiempo de exposición. En la actualidad, la mayoría actúan seleccionando además los factores de exposición (ánodo/filtro, kV, mAs) en función de las características particulares de cada mama (espesor y atenuación). La mayor latitud de los sistemas digitales hace que no exista un requisito similar entre la energía absorbida por el receptor y la calidad de la imagen. La misión principal del CAE en estos sistemas es asegurar que la Relación Señal Ruido (RSR) sea la adecuada en toda la imagen y que los valores de dosis estén acordes con los recomendados. [4]

Como he mencionado en otros post, los mamógrafos digitales tienen un detector integrado de radiología digital que actúa como CAE y muestrea la imagen de rayos x trasmitida posibilitando la optimización de la amplitud de la señal. En este caso, este dispositivo actúa de forma similar a los sistemas convencionales controlando la exposición que llega al receptor de la imagen.

En otros sistemas, el CAE funciona manteniendo la relación señal ruido o la relación contraste ruido por encima de unos determinados valores en cualquier parte de la imagen. Los valores de ambos parámetros dependen del tipo de detector (tamaño del pixel) y de la calibración realizada durante su instalación. La Relación Señal Ruido (RSR), está relacionada con la cantidad de energía que alcanza el detector. Sin embargo, en el caso de la compensación con el espesor, lo que se quiere es verificar que la calidad de la imagen proporcionada por el sistema es adecuada e independiente del espesor de la mama. [4]

Dosis Glandular (DG).

La dosis glandular es la magnitud considerada en la práctica y por los protocolos europeos y americanos, así como por los organismos internacionales tanto para mamografía convencional como digital para estimar la dosis en mamografía. Desde el punto de vista práctico, los valores de DG con maniquíes son más fáciles de obtener, reproducibles y comparables que los obtenidos con muestras de pacientes y por ello, son más útiles para las pruebas rutinarias de control de calidad. [4]

El KERMA en la superficie de entrada de la mama, es el parámetro medible para estimar la dosis glandular media. La estimación de la DG se obtiene a partir del factor de conversión, g específico de la calidad del haz de rayos x utilizado (capa hemirreductora, kVp, mAs), del espesor de la mama comprimida y de la proporción de tejido graso y fibroglandular (coeficientes de interacción).

El valor del ESAK puede medirse directamente o estimarse a partir de los rendimientos y la carga del tubo como:

(2)

Donde:
• mGy/mAs, es el rendimiento del tubo medido en el punto de referencia.
• mAs, la carga del tubo necesaria para generar la Figura.
• F1, la distancia foco – cámara.
• F2, la distancia entre la superficie de entra del maniquí y el foco del tubo.

La dosis glandular se calcula a partir del ESAK y de los factores de conversión obtenidos por Dance a través de la ecuación:

(3)

El coeficiente g depende del espesor de la mama y de la calidad del haz de rayos x. el coeficiente c del espesor, la glandularidad de la mama y de la calidad del haz. s del tipo de combinación ánodo/filtro.

Calidad de la imagen.

La calidad de la imagen se define por la resolución espacial es decir, la capacidad del sistema para representar en la imagen estructuras de tamaño pequeño y bordes nítidos. Como he mencionado anteriormente, los detectores digitales han aumentado latitud de exposición en comparación con los sistemas de película - pantalla, por lo que hay menos exposiciones repetidas. El uso de una técnica de energía de haz superior y un aumento en la eficiencia de detección cuántica( es la magnitud que mejor describe el funcionamiento global del detector, mide la capacidad del sistema para transferir la relación señal ruido incidente en función de la frecuencia espacial) conduce a reducir la dosis absorbida de mama, pero debe mantenerse el equilibrio entre la reducción de la dosis y la calidad de imagen debido a que una dosis de radiación insuficiente produce imágenes ruidosas que hacen la identificación de las microcalcificaciones difícil.

Sin embargo, una dosis demasiado alta no se manifiesta en la imagen, a diferencia de la película - pantalla, donde la sobreexposición de la imagen es obvia por el ennegrecimiento de la película. Los detectores digitales tienen una menor limitación de la resolución espacial en comparación con el sistema película - pantalla, lo que limita la capacidad del radiólogo para caracterizar la morfología de las calcificaciones, pero se puede compensar con un aumento dela eficiencia de detección cuántica y con el procesamiento de la imagen. [5]

En Mamografía digital, la respuesta o señal que se mide es un valor numérico (valor del píxel) que está relacionado con la dosis incidente a través de la función de respuesta del detector que puede ser lineal o logarítmica dependiendo de la tecnología del detector. A diferencia de lo que ocurre en los sistemas analógicos no existe un valor óptimo para el intervalo de valores de dosis o exposición que ha de alcanzar al detector. Valores bajos de la exposición originan imágenes ruidosas y los valores altos se restringen para que las dosis que recibe la mama estén por debajo de los valores de referencia. [3]

La resolución espacial determina las dimensiones del objeto de menor tamaño que puede visualizarse en la imagen. Este parámetro se mide habitualmente utilizando patrones de barras que proporcionan el valor del límite de resolución a alto contraste. En Mamografía digital el valor de este límite no aporta demasiada información sobre la calidad de los sistemas digitales. La respuesta en frecuencias espaciales del detector está determinada por la Función de Transferencia de Modulación (Modulation Tranfer Function, MTF) que determina la transferencia de contraste en función de la frecuencia espacial. La MTF depende en amplitud de los distintos procesos de absorción que ocurren en un detector determinado siendo su valor máximo en el origen y decayendo a medida que aumenta la frecuencia espacial. El primer cero de la MTF aparece para una frecuencia igual a 1/d siendo del tamaño del píxel o área sensible del detector. [6]

La RSR junto con la Relación Contraste Ruido (RCR) o la Relación Diferencia de Señal Ruido (RDSR) son algunas de las magnitudes que mejor definen la información radiológica que puede ser detectada en una imagen digital. La RSR depende de la dosis y del número de fotones utilizados para obtener la imagen así como de las características estructurales del sistema [6]. La RCR y la RDSR dependen además del ruido, de la diferencia en las señales asociadas al detalle de interés y al tejido en el que se encuentra inmerso.

La componente principal del ruido en las imágenes radiológicas es el ruido cuántico asociado a las fluctuaciones estadísticas en la fluencia de fotones incidentes en el detector y a las variaciones aleatorias en la absorción de los mismos. La forma más simple de caracterizar el ruido es la medida de la desviación estándar v del número de fotones absorbidos N en una determinada región del detector. Dicho número sigue la estadística de Poisson y en consecuencia v = N1/2.

El ruido estructural en los detectores digitales tiene su origen principalmente en la falta de homogeneidad en la sensibilidad de los distintos detectores. Este ruido ocasiona la aparición de un fondo estructurado en la imagen que se eliminado utilizando técnicas de aplanamiento de campo. Estas técnicas consisten en crear una máscara correctora a partir de una imagen directa y uniforme del haz de rayos x. A estos dos tipos de ruido se añade el electrónico que se origina en los circuitos de lectura y amplificación de la señal

El valor ideal para la eficiencia de detección cuántica como magnitud sería la unidad pero, en la práctica, es siempre menor debido a la presencia de ruido y otros procesos que hacen que el contraste disminuya. [6]

REFERENCIA.

[1] Toroi P. (2009). Determinación del aire KERMA a partir de los valores de píxel en la mamografía digital. Física en Medicina y Biología.
[2] Engen R, Bosmans H, Young K. (2006). Protocolo europeo para el control de calidad de los aspectos físicos y técnicos de la detección de mamografía: Cuarta edición.
[3] Chevalier M, Torres R. (2010). Mamografía digital. Física Medica 11.
[4] Chevalier M, Morán P, Morant J, Torres R. (2007). Protocolo de Control de Calidad de Sistemas Digitales Mamográficos. Sociedad Española de Física Médica.
[5] Yaffe M, Chevalier M, Heggie J. (2011). Programa de aseguramiento de calidad para mamografía digital. Colección de Salud Humana del OIEA Nº17.
[6] Bick U, Diekmann F. (2010). Mamografía digital. Radiología Médica. Saltador.

Espero haya sido de su agrado, Saludos. En el siguiente post profundizaré la explicación de la resolución espacial, Eficiencia de Detección Cuántica (DQE), Función de modulación de transferencia (MTF), Ruido.