Se determinan con la ayuda de la sección de contraste y linealidad del maniquí, que consta de 5 cilindros de distintos materiales plásticos de densidad similar al agua inmersos en agua (figura 3.13).
a) b)
Figura 3.13. Sección de contraste del maniquí AAPM obtenido con un TC diagnóstico (a) y con el Simulador-TC (b).
El software de reconstrucción incorpora 4 filtros de convolución espacial, (dos de suavizado, uno de realce de bordes y otro de aumento de contraste), aunque no especifica sus características. Tampoco especifica si el filtrado correspondiente se aplica sobre las proyecciones individuales o sobre la imagen finalmente reconstruida. Obviamente, la aplicación de un filtro u otro modifica el ruido y contraste de la imagen final, por lo que ambos parámetros se han estudiado para todos los filtros que incorpora el sistema. Para ello se utiliza la siguiente expresión para determinar la relación señal-ruido (SNR):
) ( ) ( ) ( 100 2 2 aire NS O H NS O H SNR − ⋅ = σ , Ec. 3.7
siendo σ(H2O) la desviación típica de los valores (en escala de grises o valor
digital) obtenidos para el agua, y NS(H2O) y NS(aire) los valores medios
obtenidos para agua y aire. Definiremos el contraste global como la diferencia entre el valor digital obtenido para el aire y el agua. La linealidad en contraste se determina midiendo este valor para cada uno de los cilindros de plástico.
Los valores para los dos filtros de mayor y menor contraste y espesor de corte de 4 mm. se dan en la tabla 3.5, junto con los valores obtenidos para un TC diagnóstico en las mismas condiciones de reconstrucción.
Simulador-TC Diagnóstico Filtro realce Filtro Contraste Sin Filtro
Contraste 113 179.5 1066
σ(H2O) ±5.0 ±3.9 ±5.0
Ruido (%) 4.4% 2.2% 0.47%
Tabla 3.5. Ruido y contraste del simulador –TC y de un TC diagnóstico.
De los resultados se observa que el rango dinámico de las imágenes del simulador-TC es del 11% al 18% de la escala Hounsfield5 completa Este bajo contraste es debido principalmente a la aparición de ruido estructural por la incorrecta posición del intensificador. Otros factores tales como la fluctuación de las constantes radiológicas durante la adquisición (KV y mA) y la baja tasa de dosis en modo de escopia producen ruido cuántico en el detector que finalmente se refleja en un aumento del ruido y disminución del contraste. El bajo contraste trae como consecuencia que no se puedan distinguir con claridad distintas regiones de tejido blando en las imágenes. No obstante, las estructuras con densidades sensiblemente distintas del agua (hueso y aire) son perfectamente detectadas. Por este motivo, las imágenes reconstruidas con este sistema no son en absoluto válidas para diagnóstico, pero permiten identificar y delimitar con absoluta fiabilidad pulmones, vías aéreas, estructuras óseas, médula, corazón etc.
La estabilidad temporal del contraste se ha estudiado tomando imágenes con las mismas características radiológicas a lo largo de 12 días consecutivos, comparando el contraste medido para cada una de ellas, normalizado al valor obtenido el primer día de la serie, encontrándose una desviación menor del 0.5% (figura 3.14).
5 Se define el número Hounsfield de un tejido como
K H a a t − ⋅ = µ µ µ , donde µ a es el coeficiente de
atenuación lineal del agua,µt el coeficiente de atenuación lineal del tejido y K es una constante conocida
99 99,5 100 100,5 101 11 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 12 Dia
Figura 3.14. Evolución de la escala de contraste con el tiempo.
El sistema de generación de radiación en un simulador-TC está formado, tal y como se ha indicado anteriormente, por un tubo de Rayos X y un generador convencionales. Cuando la máquina se configura en modo TC, no existe, a priori, ninguna limitación en cuanto a la intensidad de corriente (mA) o kilovoltaje (KV) que se pueda utilizar para adquirir imágenes (excepto, lógicamente, aquellas combinaciones que puedan dañar al tubo y que son impedidas por el generador).
La señal generada por el tubo y transmitida por el paciente ha de pasar por una cadena completa de detección (intensificador + cámara de vídeo+amplificador+software de adquisición) para realizar la reconstrucción tomográfica. Si la radiación transmitida por el paciente provoca una señal en la cadena de detección demasiado alta o demasiado baja, es posible que se alcancen los límites de detección del sistema y no se obtengan imágenes fiables bien por saturación o por falta de señal.
Puesto que en nuestro simulador TC no existe ningún procedimiento de calibrado a este respecto, hemos estudiado la variabilidad del sistema con el mA y KV a través de la medida del contraste. Para ello se han realizado cortes de la sección de contraste con distintas combinaciones de mA y KV y se ha medido el contraste que ofrece cada uno de los cilindros de plástico. En la figura 3.15 se puede observar una muestra de estas medidas. Se trata de la respuesta obtenida seleccionando 2.5 mA y energías entre 90 KV y 115 KV.
Puede observarse que para las energías más bajas y altas, el contraste medido sufre fluctuaciones que no son explicables a partir de las propiedades radiológicas de los materiales. Lo que ocurre es que a energías bajas (curva de 90 KV) la señal que llega al sistema de detección tras atravesar el maniquí es tan débil que la información queda falseada por el ruido de fondo que siempre está presente en un sistema de vídeo. Cuando la señal que recibe el sistema de detección es alta (bien por efecto de un mA y/o de una energía muy alta, o bien porque la radiación no resulta muy atenuada, como es el caso de pequeños espesores o de zonas externas del paciente), se producen importantes saturaciones de imagen en el vidicón, provocando diversos efectos sobre la imagen que impiden cualquier análisis cuantitativo en la imagen reconstruida (curva de 115 KV. en la figura. 3.15).
Figura 3.15. Respuesta del sistema con distintas calidades de haz.
Se ha representado el valor digital medido (en unidades arbitrarias) para cada cilindro de la sección de contraste del maniquí AAPM para tres energías distintas.
Del análisis realizado se desprende que no todas las combinaciones permitidas de mA y KV son utilizables y que por tanto es conveniente determinar qué selección de parámetros radiológicos es la más adecuada para cada tipo de exploración. Este calibrado depende por completo, tanto del tipo de tubo de Rayos X y de generador, como del sistema de detección (intensificador y cámara), por lo que los resultados aquí obtenidos no son extrapolables a ninguna otra máquina. No obstante, es aconsejable realizar
este tipo de pruebas, ya que permiten determinar de una forma objetiva las mejores características dependiendo del tipo de exploración.
En resumen, el sistema descrito cubre un 15% de la escala Hounsfield completa, pero se ha demostrado que con este contraste el contorno externo del paciente y sus órganos internos quedan bien diferenciados y por tanto el dispositivo cubre suficientemente las necesidades de precisión que se requieren en Radioterapia. La escasez de contraste es debida básicamente al sistema de detección. Este hecho sugiere la utilización de sistemas alternativos de bajo ruido, tales como detectores de estado sólido en forma de matrices de CCD (Charge Coupled Device) en lugar de cámaras de TV de tubo de vacío (tipo Vidicón).
La aparición de ruido estructural en la imagen se produce principalmente por la fluctuación de las características radiológicas en el momento de la adquisición, lo que induce a introducir controles periódicos de estabilidad del tubo.