1. CONCEPTO DE IMAGEN RADIOLÓGICA DIGITAL

Una imagen radiológica digital es una representación numérica de la distribución de la radiación que ha atravesado al paciente y ha sido registrada por un receptor. En una radiografía convencional de película, la información termina expresándose como un ennegrecimiento físico de la emulsión: la imagen está unida al soporte. En un sistema digital, en cambio, la información se transforma en valores numéricos almacenados en una matriz. Cada elemento de esa matriz puede procesarse, copiarse, transmitirse y representarse de diferentes maneras sin necesidad de volver a irradiar al paciente.

La idea fundamental es separar tres realidades que en la película estaban prácticamente fundidas en una sola: adquisición, procesamiento y presentación. Primero el detector registra la señal originada por los rayos X; después el sistema convierte esa señal en números y aplica algoritmos para corregir y optimizar la imagen; finalmente esos números se transforman en niveles de luminancia en un monitor. Que una imagen se vea más clara u oscura en pantalla no significa necesariamente que se haya realizado una nueva exposición ni que el detector haya recibido más o menos radiación: muchas modificaciones son puramente de presentación.

En sentido estricto, una imagen es digital cuando sus dos dimensiones básicas están discretizadas. La primera discretización es espacial: el campo de imagen se divide en pequeñas unidades, los píxeles. La segunda es de amplitud: a cada píxel se le asigna uno de un número finito de valores posibles. Por eso una imagen digital no es una superficie continua, sino un conjunto ordenado de números. El observador no ve esos números directamente; ve una traducción de ellos a una escala de grises o, en otras modalidades, a colores convencionales.

La digitalización no elimina la física radiológica previa. El contraste que llega al receptor sigue dependiendo de la producción del haz, de la atenuación diferencial en los tejidos, de la radiación dispersa, de la geometría y de la exposición. Lo que cambia radicalmente es lo que sucede después de que el haz emergente alcanza el receptor. El sistema puede compensar parcialmente variaciones de exposición, modificar el contraste de presentación, realzar determinadas frecuencias espaciales y ofrecer una imagen visualmente aceptable dentro de un intervalo de exposiciones mucho más amplio que la película.

Dentro de la radiografía de proyección conviene distinguir dos grandes familias. La radiografía computarizada (CR) utiliza una placa de fósforo fotoestimulable dentro de un chasis o cassette; después de la exposición esa placa debe pasar por un lector. La radiografía digital (DR o DX) utiliza detectores que proporcionan la señal digital sin ese paso de lectura intermedio, normalmente mediante paneles planos. A su vez, dentro de DR hay detectores de conversión indirecta, que primero convierten rayos X en luz, y de conversión directa, que convierten directamente la energía de los rayos X en carga eléctrica. No confundas “radiografía directa” con “detector de conversión directa”: un sistema DR puede ser de conversión indirecta.

El estándar DICOM emplea objetos y atributos específicos para describir estas imágenes y facilitar su intercambio. No obstante, la arquitectura de RIS, HIS y PACS pertenece principalmente al tema 21. Aquí interesa DICOM solo como consecuencia práctica de la digitalización: la imagen ya no es un objeto físico aislado, sino un conjunto de datos de imagen acompañado de metadatos que identifican paciente, estudio, serie, modalidad y parámetros técnicos.

2. MATRIZ, PÍXEL, MUESTREO Y CUANTIFICACIÓN

2.1. La matriz digital

La imagen digital se organiza en una matriz de filas y columnas. Si una matriz tiene N filas y M columnas, contiene N × M píxeles. Esta relación es elemental y aparece de forma recurrente en preguntas tipo test porque permite comprobar si el opositor comprende la estructura básica de la imagen. Aumentar el número de elementos de matriz, manteniendo constante el tamaño del campo representado, reduce el tamaño de cada píxel y mejora la capacidad de muestreo espacial; pero también aumenta el número de datos que deben almacenarse y procesarse.

El píxel (picture element) es la unidad elemental bidimensional de la imagen. Cada píxel ocupa una posición definida por sus coordenadas de fila y columna y contiene un valor numérico. Ese valor no es “el color” en sí mismo: es un número que, tras aplicarse una función de presentación, se convierte en un nivel de gris visible. En una imagen de proyección el píxel representa una región del detector. En modalidades seccionales aparece además el concepto de vóxel (volume element), que incorpora una tercera dimensión asociada al espesor. El vóxel se desarrolla con más detalle en TC y RM, pero conviene entender aquí que píxel y vóxel no son sinónimos.

2.2. Muestreo espacial

Muestrear significa medir una señal continua en posiciones discretas. En radiografía digital, el receptor no registra infinitos puntos: obtiene valores separados por una distancia de muestreo. En paneles planos esa distancia se relaciona con el pitch o paso entre elementos detectores; en CR depende, entre otros factores, del tamaño del punto de lectura y del paso de escaneo. Cuanto menor sea el intervalo de muestreo, más finamente podrá representarse el detalle espacial, siempre que el resto de la cadena —mancha focal, movimiento, dispersión y respuesta del detector— no sea el factor limitante.

La frecuencia máxima que puede representarse de forma no ambigua se relaciona con la frecuencia de Nyquist, igual a la mitad de la frecuencia de muestreo. Si la imagen contiene detalles con frecuencias espaciales superiores a esa capacidad de muestreo, puede aparecer aliasing: estructuras de alta frecuencia se representan falsamente como patrones de menor frecuencia. Un ejemplo clásico en CR es el patrón de moiré que puede producirse cuando la frecuencia de las líneas de una rejilla antidifusora interfiere con la frecuencia de lectura del sistema.

2.3. Cuantificación y profundidad de bits

Después de muestrear espacialmente, la señal analógica medida en cada elemento debe transformarse en un valor digital. Este proceso se denomina cuantificación. El convertidor analógico-digital asigna cada medida a uno de los niveles disponibles. La cantidad de niveles que puede codificarse depende de la profundidad de bits: con n bits pueden representarse 2ⁿ valores distintos. Una mayor profundidad de bits permite una representación más fina de diferencias de señal, aunque no significa automáticamente que el ojo humano pueda distinguir todos esos niveles simultáneamente.

En este punto hay que separar resolución espacial de resolución de contraste. La primera responde a “¿puedo separar dos detalles próximos?”; la segunda, a “¿puedo distinguir dos señales parecidas?”. El tamaño de píxel influye principalmente en la dimensión espacial, mientras que la cuantificación, el ruido y la relación señal-ruido condicionan la capacidad para discriminar pequeñas diferencias de señal. El sistema digital permite trabajar con una gran gama de valores adquiridos y después seleccionar qué parte de esa gama se representa visualmente.

Un error frecuente es pensar que una matriz mayor siempre reduce el tamaño del archivo “porque los píxeles son menores”. Ocurre lo contrario si el resto de parámetros se mantiene: una matriz con más filas y columnas contiene más elementos y requiere almacenar más valores. La prueba aplazada oficial de 2022 —que se utiliza en este proyecto solo como orientación y no como perla citable— planteó precisamente la relación entre tamaño de los cuadrados de la matriz, calidad de imagen y peso del archivo. La lógica que debes retener es: más muestras = más información potencial y más datos.

3. CADENA DE PRODUCCIÓN DE LA IMAGEN DIGITAL

La producción de una imagen radiológica digital puede entenderse como una cadena de transformación de información. Cada eslabón aporta utilidad, pero también puede introducir pérdida de señal, ruido o artefactos. Para estudiar el tema con criterio conviene recorrerla siempre en el mismo orden:

3.1. Formación del patrón de radiación

El tubo produce el haz primario y el paciente lo atenúa de forma diferencial. El patrón que emerge contiene la información anatómica y patológica potencial. Antes de hablar de software hay que recordar una regla esencial: el procesamiento no puede crear información diagnóstica que no haya sido registrada. Si una región está saturada, si el movimiento destruyó el detalle o si la exposición fue tan baja que el ruido cuántico domina la señal, ningún algoritmo puede reconstruir con fidelidad lo que nunca se capturó.

3.2. Conversión del patrón de rayos X en señal

El receptor transforma la energía de los fotones incidentes en una señal medible. En CR la energía queda almacenada temporalmente en estados metaestables de un fósforo fotoestimulable; en DR indirecta pasa primero a luz y después a carga eléctrica; en DR directa se generan cargas eléctricas directamente en el fotoconductor. Esta etapa determina buena parte de la eficiencia con la que el sistema utiliza los fotones disponibles.

3.3. Lectura, amplificación y digitalización

La señal obtenida es acondicionada por la electrónica: se amplifica, se corrige y finalmente llega al convertidor analógico-digital. El resultado es una matriz de números. Antes de que el usuario vea la imagen, el sistema suele aplicar correcciones propias del detector: eliminación de señal oscura, normalización de ganancia, compensación de elementos defectuosos y corrección de no uniformidades. En paneles planos estas calibraciones son imprescindibles porque los miles o millones de elementos detectores no responden de forma exactamente idéntica.

3.4. Procesamiento para diagnóstico

Una vez obtenidos los datos, algoritmos específicos identifican el campo irradiado, analizan el histograma de valores y aplican curvas de gradación, realce de detalle, reducción de ruido u otras transformaciones. El objetivo no es fabricar una imagen espectacular, sino presentar la información de una forma que facilite la tarea diagnóstica sin ocultar artefactos ni amplificar señales espurias.

3.5. Presentación y distribución

La imagen procesada se visualiza en una estación de adquisición o en un monitor diagnóstico. Puede aplicarse ventana y nivel, zoom, inversión, mediciones y otras herramientas. Después, habitualmente se encapsula en un objeto DICOM con sus metadatos y se envía a los sistemas de archivo y comunicación. La edición vigente del estándar DICOM consultada para esta revisión es DICOM 2026c, publicada por NEMA en junio de 2026. El detalle de worklists, MPPS, RIS y PACS se reserva para el tema 21.

4. RADIOGRAFÍA COMPUTARIZADA (CR)

4.1. Qué es la CR

La radiografía computarizada o CR (Computed Radiography) fue una tecnología de transición decisiva entre la película-pantalla y los detectores digitales integrados. Conserva una forma de trabajo similar a la radiografía convencional: se utiliza un cassette de tamaño semejante al chasis tradicional, pero en su interior no hay película. Hay una placa de imagen de fósforo fotoestimulable capaz de almacenar temporalmente la información producida por los rayos X.

Su gran ventaja histórica fue permitir digitalizar salas radiográficas ya instaladas sin sustituir de inmediato el tubo, la mesa o el bucky. La placa se expone igual que un receptor convencional y después se lleva a un lector de CR. Esta separación entre exposición y lectura es precisamente lo que distingue CR de los paneles DR actuales.

4.2. Formación de la imagen latente

Los cristales del fósforo absorben energía de los rayos X. Parte de esa energía eleva electrones a estados de mayor energía donde quedan temporalmente atrapados. La distribución espacial de electrones atrapados constituye una imagen latente: existe información, pero todavía no es visible ni digital. Con el tiempo esa señal puede disminuir, por lo que no es conveniente retrasar innecesariamente la lectura de una placa expuesta.

4.3. Lectura por fotoestimulación

En el lector, un haz láser recorre la placa punto a punto o línea a línea. La energía del láser libera los electrones atrapados y el fósforo emite luz: es la luminiscencia fotoestimulada. La luz emitida se recoge mediante un sistema óptico y se transforma en señal eléctrica mediante un fotodetector; después se amplifica y se digitaliza. De este modo, la distribución de radiación registrada en la placa acaba convertida en una matriz de valores numéricos.

Terminada la lectura, la placa recibe una iluminación intensa que elimina la mayor parte de la señal residual y la deja preparada para su reutilización. Si el borrado es insuficiente puede persistir una imagen previa y aparecer ghosting o imagen fantasma. También pueden producir artefactos por suciedad, polvo, rayaduras, deterioro del fósforo o problemas mecánicos del lector.

4.4. Particularidades de CR

CR tiene una amplia latitud de exposición y permite procesamiento posterior, pero añade pasos de trabajo: transportar el cassette, identificarlo, introducirlo en el lector, esperar el escaneo y devolverlo. Esa secuencia limita el rendimiento frente a DR. Además, el muestreo se produce durante el proceso de lectura, por lo que la relación entre frecuencia de la rejilla antidifusora y frecuencia de escaneo puede originar aliasing y patrones de moiré si no se utilizan combinaciones adecuadas.

Las placas deben manejarse como receptores sensibles. Una exposición accidental, una permanencia excesiva en ambientes con radiación dispersa o un borrado defectuoso pueden degradar la imagen. Los chasis y placas requieren limpieza, inspección y control de uniformidad. Aunque el procesamiento puede compensar una gama amplia de exposiciones, una subexposición marcada produce ruido cuántico y una sobreexposición innecesaria aumenta dosis sin aportar beneficio.

5. RADIOGRAFÍA DIGITAL DIRECTA (DR/DX)

5.1. Qué significa DR

La radiografía digital directa, habitualmente abreviada como DR y también denominada DX en determinados contextos DICOM, obtiene una lectura digital del receptor sin tener que retirar una placa y procesarla en un lector independiente. El detector forma parte del equipo o se comunica con él como panel portátil. Tras la exposición, la imagen aparece en la estación de adquisición en pocos segundos, lo que permite revisar posicionamiento, colimación, exposición y artefactos de forma casi inmediata.

La palabra “directa” puede crear una confusión terminológica. DR describe el flujo de trabajo: el receptor entrega la información digital sin el paso intermedio de lectura de una placa CR. Sin embargo, dentro de DR existen detectores de conversión directa y de conversión indirecta. Por tanto, un detector DR de cesio-yodo y silicio amorfo es un sistema de radiografía directa en cuanto al flujo de trabajo, pero su mecanismo físico de conversión es indirecto porque transforma primero los rayos X en luz.

5.2. Panel plano de conversión indirecta

En un detector indirecto, la primera capa funcional es un centelleador. Su misión es absorber los fotones de rayos X y convertir su energía en fotones de luz. Entre los materiales utilizados se encuentran el yoduro de cesio (CsI), que puede disponerse con estructura columnar, y materiales fosfóricos granulares como el oxosulfuro de gadolinio. La estructura columnar del CsI ayuda a canalizar la luz y a limitar su difusión lateral, lo que contribuye a conservar el detalle espacial.

La luz generada llega a una matriz de fotodiodos, habitualmente asociada a silicio amorfo. Cada elemento convierte la luz en carga eléctrica. Una matriz de transistores de película fina, los TFT, actúa como sistema de conmutación: permite leer ordenadamente la carga almacenada en filas y columnas. Después la electrónica amplifica la señal, aplica correcciones y la envía al convertidor analógico-digital.

La cadena puede resumirse así: rayos X → luz → carga eléctrica → señal digital. El paso intermedio por luz implica que la difusión óptica puede limitar la resolución. El diseño del centelleador, el tamaño de píxel, la electrónica y el procesamiento determinan el rendimiento final.

5.3. Panel plano de conversión directa

En un detector de conversión directa, un material fotoconductor —clásicamente selenio amorfo (a-Se)— absorbe los rayos X y produce pares de cargas eléctricas. Un campo eléctrico aplicado a través del material hace que esas cargas migren hacia los electrodos correspondientes. La matriz TFT realiza después la lectura.

La cadena se simplifica a rayos X → carga eléctrica → señal digital. Al no existir una etapa luminosa intermedia, se evita la difusión lateral de luz. Esta característica puede favorecer una buena transferencia de detalle, aunque la calidad final sigue dependiendo de múltiples factores y no debe reducirse a una comparación simplista entre “directo mejor, indirecto peor”. Diferentes tecnologías pueden optimizarse para aplicaciones distintas.

5.4. Detectores portátiles e inalámbricos

Los paneles portátiles han permitido extender DR a radiología móvil, quirófano y salas que originalmente trabajaban con chasis. Su ventaja operativa es evidente: el receptor puede colocarse detrás del paciente como un cassette y enviar la imagen a la consola sin pasar por un lector CR. A cambio, son dispositivos costosos, sensibles a golpes, torsión, líquidos y caídas. La protección mecánica y el manejo cuidadoso forman parte de la competencia técnica diaria.

En equipos inalámbricos hay además cuestiones de batería, enlace de comunicaciones, emparejamiento con la consola y latencia. Una pérdida de conexión no transforma la radiografía en “analógica”: la imagen se ha adquirido digitalmente, pero puede quedar temporalmente almacenada en el propio detector o necesitar retransmisión. El TER/TSID debe conocer el flujo de recuperación definido por el fabricante para evitar repeticiones innecesarias.

5.5. Otros sensores digitales

Además de los paneles planos, existen sistemas que emplean tecnologías CCD o CMOS, especialmente en determinadas aplicaciones de pequeño formato, fluoroscopia o radiología dental. En estos dispositivos la luz de un centelleador puede acoplarse ópticamente al sensor. Para la oposición interesa comprender la lógica común: el detector convierte el patrón de rayos X en una señal electrónica susceptible de muestreo y cuantificación. Los detalles de cada arquitectura son secundarios frente a la distinción CR/DR y conversión directa/indirecta.

6. PROCESAMIENTO Y TRATAMIENTO DE LA IMAGEN DIGITAL

El procesamiento digital es una de las diferencias esenciales respecto a la película. En el sistema analógico, la curva característica de la película y el proceso químico determinaban en gran medida el aspecto final. En digital, los datos adquiridos pueden transformarse mediante algoritmos antes de presentarse. Esto ofrece una gran flexibilidad, pero también exige comprender qué modificaciones son reversibles y cuáles pueden alterar de forma significativa la apariencia de la información.

6.1. Preprocesamiento o corrección del detector

Antes del tratamiento orientado al aspecto clínico, el sistema realiza correcciones técnicas. En un panel plano puede restarse la señal de offset o señal oscura, que existe incluso sin radiación; después se aplica una corrección de ganancia para compensar diferencias de sensibilidad entre elementos. También se identifican píxeles defectuosos y se sustituyen sus valores mediante interpolación con elementos vecinos. Estas operaciones buscan que una exposición uniforme produzca una imagen uniforme.

La calibración es imprescindible porque ningún detector real responde de forma idéntica en toda su superficie. Si la corrección de ganancia está desactualizada o se realiza en condiciones inadecuadas pueden aparecer bandas, gradientes o patrones fijos. Por eso ciertos artefactos digitales no se corrigen cambiando kV o mAs: requieren recalibración, mantenimiento o intervención técnica.

6.2. Reconocimiento del campo irradiado

El sistema necesita reconocer qué zona del receptor pertenece realmente a la exposición útil. La segmentación o detección de bordes de colimación permite excluir del análisis áreas no irradiadas o regiones con exposición directa. Si el algoritmo interpreta mal el campo —por colimación inusual, múltiples campos sobre una misma placa, prótesis, objetos muy densos o posicionamiento extremo— el histograma puede analizarse de forma incorrecta y la imagen adquirir un brillo o contraste inadecuados.

En CR este problema fue especialmente conocido porque el lector debía deducir cómo estaba distribuida la exposición sobre una placa completa. En DR también pueden existir errores de segmentación, aunque el flujo de trabajo y los algoritmos actuales reducen muchos de ellos. La lección de examen es que el procesamiento automático depende de reconocer correctamente qué parte de la señal corresponde a anatomía útil.

6.3. Análisis de histograma

El histograma representa la distribución de valores de píxel de una imagen o de una región seleccionada. No indica dónde está cada píxel, sino cuántos píxeles presentan determinados intervalos de señal. Los algoritmos de procesamiento comparan el histograma adquirido con modelos esperados para la proyección seleccionada y deciden cómo mapear esos valores a la escala de presentación.

Por eso seleccionar en la consola el protocolo correcto no es un mero dato administrativo. Una radiografía de tórax, una mano y un abdomen tienen distribuciones de señal diferentes y pueden requerir curvas de procesamiento distintas. Si se elige un examen equivocado, la radiografía puede estar técnicamente bien expuesta y aun así presentarse con un aspecto inadecuado.

6.4. Transformaciones de gradación y LUT

Una LUT (Look-Up Table) es una tabla o función que relaciona valores de entrada con valores de salida. En imagen médica puede utilizarse para transformar los números almacenados en niveles de presentación. Una LUT puede modificar el brillo aparente, el contraste global o la respuesta tonal de la imagen. El principio es sencillo: el sistema no cambia la anatomía registrada; cambia la forma en que determinados rangos de valores se traducen a luminancia.

Las curvas de gradación pueden ser lineales o no lineales. Una transformación no lineal puede expandir el contraste en un rango de interés y comprimirlo en otro. Esta flexibilidad explica por qué una misma adquisición puede mostrarse de maneras distintas sin repetir la exposición. También explica por qué la apariencia de una imagen digital no debe interpretarse con las reglas de “más negra = más exposición” propias de la película.

6.5. Procesamiento de frecuencias espaciales

Los algoritmos pueden separar o realzar componentes asociadas a diferentes frecuencias espaciales. Las altas frecuencias suelen relacionarse con transiciones rápidas y bordes; realzarlas aumenta la nitidez aparente, pero también puede amplificar ruido. Las bajas frecuencias representan cambios más lentos y contribuyen al contraste global. El procesamiento multiescala moderno actúa sobre varios rangos para equilibrar detalle y ruido.

El realce de bordes puede hacer más visibles corticales, líneas finas o dispositivos, pero una aplicación excesiva produce halos claros u oscuros alrededor de estructuras de alto contraste y puede simular o esconder lesiones. La reducción de ruido suaviza fluctuaciones aleatorias, pero si es demasiado intensa borra detalle fino. Todo procesamiento implica compromisos: mejorar una característica puede degradar otra.

6.6. Procesamiento para presentación y procesamiento para análisis

En sistemas digitales puede distinguirse conceptualmente entre datos cercanos a la señal original del detector y una imagen ya procesada para visualización. DICOM contempla esta diferencia en determinados objetos mediante la idea de imágenes for processing y for presentation. Para el TER/TSID la consecuencia práctica es que una imagen destinada a control físico o procesamiento cuantitativo no debe confundirse con una imagen sometida a algoritmos de realce diseñados para lectura clínica.

Los algoritmos propietarios varían entre fabricantes. Dos equipos pueden recibir exposiciones similares y producir apariencias diferentes porque sus curvas de procesamiento y reducción de ruido no son idénticas. Esto obliga a adaptar protocolos, formación y control de calidad al sistema concreto, sin asumir que los nombres comerciales equivalen a parámetros físicos universales.

7. VISUALIZACIÓN: VENTANA, NIVEL, LUT Y MONITOR

7.1. Por qué hacen falta ventana y nivel

El detector puede registrar y almacenar una gama de valores mucho mayor que la que el sistema de visualización presenta de forma útil al observador en un momento dado. El ajuste de ventana selecciona qué intervalo de valores se distribuye a lo largo de la escala visible. El nivel sitúa el centro de ese intervalo. Aunque estos conceptos son especialmente familiares en TC, la lógica general de ventana y nivel es aplicable a la presentación de imágenes digitales.

Una ventana estrecha reparte la escala visible entre un rango pequeño de valores y, por tanto, aumenta el contraste visual entre valores próximos dentro de ese rango. Una ventana ancha incluye un rango mayor, produce más tonos intermedios y reduce el contraste de presentación. El nivel desplaza la ventana hacia valores más altos o más bajos según el tejido o la señal que interese mostrar.

7.2. Brillo y contraste en digital

El brillo aparente de una imagen digital puede modificarse mediante transformaciones de presentación sin alterar la exposición original. Del mismo modo, el contraste visible puede ajustarse mediante la forma de la curva de presentación. Esto rompe la asociación rígida de la película entre exposición y densidad óptica. En digital, una radiografía excesivamente expuesta puede reescalarse y tener un brillo aparente normal; por eso el aspecto del monitor no basta para juzgar la dosis.

7.3. Monitor y luminancia

La imagen digital termina siendo observada en un dispositivo de visualización. La calidad diagnóstica depende no solo del detector sino también del monitor, de su resolución, luminancia, uniformidad, calibración y condiciones ambientales. Una excelente adquisición mostrada en un monitor inadecuado puede perder información útil. La cadena completa debe mantenerse bajo control de calidad.

La presentación estandarizada busca que diferencias numéricas comparables produzcan diferencias perceptivas coherentes. DICOM incluye una Grayscale Standard Display Function (GSDF) para relacionar valores digitales y respuesta de luminancia de manera perceptualmente ordenada. Para el examen basta con comprender el principio: el monitor debe ofrecer una respuesta conocida y estable, no una escala de grises arbitraria.

7.4. Herramientas de visualización

Las estaciones digitales permiten zoom, desplazamiento, inversión de escala, medición de distancias y ángulos, anotaciones, comparación con estudios previos y selección de diferentes presentaciones. El zoom interpola o amplía la representación de los píxeles existentes; no aumenta la resolución espacial intrínseca ni crea nuevo detalle. De forma similar, aplicar un filtro de nitidez no convierte un detector de baja resolución en uno de alta resolución.

8. CALIDAD DE IMAGEN DIGITAL

La calidad de una imagen digital es multidimensional. No existe un único parámetro capaz de decir si una radiografía es “buena”. Una imagen diagnóstica resulta del equilibrio entre resolución espacial, resolución de contraste, ruido, distorsión, artefactos y dosis. Además, la importancia de cada parámetro cambia según la tarea clínica: no se exige lo mismo para ver una línea de fractura fina que para diferenciar tejidos con contraste muy bajo.

8.1. Resolución espacial

La resolución espacial expresa la capacidad para distinguir como separados objetos pequeños y próximos. En un sistema digital depende del tamaño y paso de los elementos detectores, del muestreo, de la difusión de luz o carga dentro del receptor, de la geometría radiográfica, de la mancha focal, del movimiento y del procesamiento. La simple cifra de tamaño de píxel es insuficiente para describir por completo la nitidez.

Una forma más completa de caracterizar la transferencia de detalle es la función de transferencia de modulación (MTF). La MTF describe cómo conserva el sistema el contraste de objetos a distintas frecuencias espaciales. A frecuencias bajas suele transferirse mejor la modulación; al aumentar la frecuencia, la respuesta disminuye hasta que el sistema deja de reproducir de forma útil los detalles más finos.

8.2. Ruido

El ruido son variaciones aleatorias que no corresponden a diferencias reales del objeto. En radiografía el componente cuántico es fundamental: el número de fotones que alcanza cada región del detector está sujeto a fluctuaciones estadísticas. Cuando llegan pocos fotones, la variabilidad relativa aumenta y la imagen presenta moteado. El procesamiento puede suavizarlo, pero no sustituye la información que habría proporcionado una señal adecuada.

La relación señal-ruido (SNR) compara la magnitud de la señal útil con la variabilidad del ruido. La relación contraste-ruido (CNR) considera la diferencia entre dos señales respecto al nivel de ruido y se aproxima mejor a ciertas tareas de detección. Una imagen puede tener gran resolución espacial y, sin embargo, ser inútil para detectar lesiones de bajo contraste si el ruido es elevado.

8.3. NPS, MTF y DQE

En evaluación física avanzada, el espectro de potencia de ruido (NPS) describe cómo se distribuye el ruido según la frecuencia espacial. La DQE (Detective Quantum Efficiency) resume la eficacia con la que el receptor conserva la relación señal-ruido de la radiación incidente hasta la imagen digital, y se expresa en función de la frecuencia espacial y de las condiciones de exposición. La norma IEC 62220-1-1:2015 establece el método para determinar la DQE de detectores empleados en radiografía.

La DQE es especialmente útil porque vincula rendimiento de imagen y aprovechamiento de los fotones. Un detector con mayor DQE puede obtener una relación señal-ruido determinada utilizando menos radiación que otro detector menos eficiente, siempre que el resto de condiciones sea comparable. Esto no significa que el técnico deba “bajar dosis” de forma arbitraria: la técnica debe ajustarse a protocolos optimizados y a los requisitos diagnósticos.

8.4. Rango dinámico y latitud

Los sistemas digitales poseen un rango dinámico amplio: pueden registrar señales útiles a lo largo de una gama extensa de exposiciones. Esta propiedad reduce la probabilidad de imágenes completamente demasiado claras u oscuras por pequeños errores técnicos, uno de los grandes problemas de la película. Sin embargo, esa misma tolerancia puede ocultar una sobreexposición. La ventaja técnica se convierte en riesgo si se interpreta como permiso para utilizar exposiciones excesivas “por seguridad”.

8.5. Saturación y clipping

Todo detector tiene límites. Si la señal supera la capacidad de registro o de codificación, aparece saturación: distintos niveles altos se agrupan en el mismo valor máximo y se pierde información. En el extremo contrario, si la señal útil queda demasiado próxima al ruido de fondo, el sistema no puede separar adecuadamente estructura y ruido. Un amplio rango dinámico desplaza estos límites, pero no los elimina.

8.6. Resolución del detector frente a resolución de presentación

La resolución de adquisición y la del monitor forman eslabones diferentes. Un detector puede generar una matriz muy grande, pero si se muestra en una pantalla de menor matriz se produce reescalado. A la inversa, un monitor con muchos píxeles no puede recuperar detalle que el receptor no registró. La calidad final es la del eslabón conjunto, no la del componente con la especificación más llamativa.

9. EXPOSICIÓN, ÍNDICE DE EXPOSICIÓN Y RIESGO DE DOSE CREEP

9.1. Por qué la imagen digital cambia la relación exposición-apariencia

En película-pantalla, una sobreexposición tendía a producir una radiografía demasiado oscura y una subexposición, demasiado clara. El técnico obtenía una retroalimentación visual inmediata. En digital, el sistema reescala la imagen para presentarla con un brillo y contraste adecuados. Por tanto, una variación importante de exposición puede no resultar obvia en la apariencia final.

Esta característica es una ventaja porque reduce repeticiones por densidad inadecuada, pero también puede favorecer la dose creep: incremento gradual de las exposiciones con el tiempo. Si imágenes algo sobreexpuestas se ven limpias y con poco ruido, el operador puede tender inconscientemente a elegir técnicas mayores para evitar el moteado. El resultado son imágenes agradables a costa de una dosis superior a la necesaria.

9.2. Índice de exposición

Los sistemas digitales proporcionan un índice de exposición (EI) relacionado con la exposición que ha alcanzado el receptor bajo condiciones definidas. Su finalidad es ofrecer una señal objetiva que complemente la inspección visual. La norma IEC 62494-1 establece definiciones para el índice de exposición y el índice de desviación (DI) en radiografía general. El DI expresa cuánto se desvía el EI real del índice objetivo previsto para ese tipo de exploración.

El EI no es una medida directa de la dosis al paciente. Está condicionado por la señal que llega al receptor y puede verse afectado por colimación, anatomía, prótesis, radiación directa, selección de región relevante y procesamiento. Por eso debe interpretarse junto con los parámetros de exposición y el protocolo, no de manera aislada.

También es importante recordar la historia de estos indicadores. Durante años los fabricantes utilizaron escalas propias con sentidos diferentes: en algunas, un número mayor implicaba más exposición; en otras sucedía lo contrario. La estandarización busca reducir esa confusión, pero en la práctica el TER/TSID debe conocer qué indicador muestra el equipo concreto y cuál es el rango objetivo definido por el servicio.

9.3. Subexposición y sobreexposición en digital

La subexposición se manifiesta principalmente por aumento de ruido cuántico y pérdida de detectabilidad de bajo contraste. El procesamiento puede elevar el brillo o suavizar el ruido, pero no sustituye fotones ausentes. La sobreexposición suele producir menos ruido y puede parecer técnicamente excelente, salvo que alcance saturación; por ello es más difícil de detectar visualmente. Este desequilibrio explica por qué los indicadores de exposición son cruciales.

9.4. Optimización

La finalidad no es perseguir el EI más bajo posible, sino obtener la calidad diagnóstica necesaria con una exposición optimizada. Reducir exposición hasta que el ruido impida la tarea clínica no es optimización; aumentar exposición para obtener una imagen impecable cuando una menor habría sido suficiente tampoco lo es. La técnica debe estar protocolizada por exploración, tamaño de paciente y sistema detector.

10. ARTEFACTOS Y ERRORES PROPIOS DE CR Y DR

Un artefacto es una estructura, patrón o alteración de la imagen que no representa fielmente la anatomía o que modifica su apariencia. En radiografía digital algunos artefactos son comunes a cualquier técnica —movimiento, cuerpos extraños, mala colimación— y otros proceden específicamente del detector, de la lectura o del procesamiento. Reconocer el origen evita repetir radiografías sin resolver la causa.

10.1. Artefactos de CR

En CR, la placa y el lector añaden posibilidades de fallo que no existen en un panel DR integrado. La suciedad en la guía óptica o en componentes del lector puede originar líneas repetitivas; las rayaduras de la placa producen defectos persistentes en la misma localización; un borrado incompleto puede dejar restos de una exposición anterior; y la exposición accidental de una placa no utilizada puede elevar el fondo. Si el sistema detecta mal el borde del campo irradiado, el procesamiento del histograma puede ser erróneo.

Otro fenómeno clásico es el moiré asociado a la rejilla antidifusora. Aparece cuando la frecuencia espacial de las líneas de la rejilla interfiere con la frecuencia de muestreo del lector. El patrón puede adoptar bandas u ondulaciones. Cambiar la orientación de la rejilla, utilizar una frecuencia adecuada o emplear un sistema compatible son medidas de prevención. La causa no es una “mala exposición”, sino una interacción de frecuencias espaciales.

10.2. Píxeles defectuosos y líneas en DR

Los paneles planos contienen una gran matriz de elementos. Algunos pueden fallar de forma aislada o por grupos. El sistema mantiene un mapa de píxeles defectuosos y suele sustituirlos matemáticamente con información vecina. Si aparecen nuevos defectos no registrados o fallan columnas completas, se observan puntos o líneas persistentes. Cuando el patrón se repite en estudios sucesivos y permanece en la misma posición del detector, debe sospecharse un problema del receptor más que de la anatomía.

10.3. No uniformidad y calibración

Una radiación uniforme debería generar una respuesta homogénea, pero las diferencias de ganancia entre elementos, variaciones del centelleador, electrónica o envejecimiento pueden producir no uniformidad. Las calibraciones de offset y flat-field compensan estas diferencias. Si se realizan de forma incorrecta o quedan obsoletas, pueden aparecer bandas, zonas más oscuras o más claras y patrones estructurados.

10.4. Lag y ghosting

El lag es persistencia temporal de parte de la señal de una exposición en adquisiciones posteriores. El ghosting describe una imagen residual o patrón asociado a exposiciones previas. Ambos conceptos se relacionan, aunque no son idénticos en todos los sistemas. Pueden ser relevantes tras exposiciones intensas o en detectores con determinadas propiedades de retención de carga. La norma IEC 62220-1-1 contempla la evaluación de efectos de lag en la caracterización de detectores.

10.5. Saturación

Si una región recibe una señal superior al rango que puede registrar el sistema, los valores alcanzan un máximo y dejan de diferenciarse. Esta saturación destruye información. En la imagen puede aparecer una zona uniforme donde se han perdido gradaciones. El hecho de que un detector digital tenga gran latitud no significa que sea imposible saturarlo.

10.6. Errores de procesamiento y de selección de examen

Una técnica correcta puede adquirir una apariencia inadecuada si se aplica el algoritmo de procesamiento equivocado. Elegir un protocolo anatómico distinto puede modificar la curva de gradación, el realce de detalle o el tratamiento de ruido. Del mismo modo, una colimación extrema, una prótesis o una gran región de exposición directa pueden alterar el histograma. Antes de repetir debe comprobarse si el problema está en la adquisición o en la presentación.

10.7. Artefactos por retrodispersión

Los detectores digitales tienen alta sensibilidad y pueden registrar radiación retrodispersada desde estructuras situadas detrás del receptor. En determinadas condiciones pueden hacerse visibles elementos del propio equipo, objetos situados bajo el detector o irregularidades de blindaje. Una colocación correcta y el uso de accesorios adecuados ayudan a prevenirlo.

10.8. Artefactos de stitching

Para exploraciones de gran longitud, como telemetrías de miembros inferiores o columna completa, algunos equipos combinan varias adquisiciones en una imagen compuesta. El proceso se denomina stitching. Si el paciente se mueve entre exposiciones o si falla el alineamiento, pueden aparecer discontinuidades, duplicaciones o desplazamientos en las zonas de unión. El procesamiento no puede compensar completamente el movimiento anatómico real entre imágenes.

11. EQUIPOS Y COMPONENTES DE UN SISTEMA DIGITAL

Hablar de “equipo digital” no significa solo hablar del detector. La imagen depende de un conjunto coordinado de elementos: generador, tubo, receptor, electrónica, estación de adquisición, software, monitor, red y sistemas de archivo. El detector es el componente que diferencia de forma más evidente la radiografía digital de la analógica, pero la calidad y seguridad del flujo de trabajo dependen del sistema completo.

11.1. Equipo radiográfico y generador

La producción de rayos X se basa en los mismos principios físicos que en radiografía convencional. Los parámetros de exposición siguen determinando la cantidad y energía del haz. La digitalización no modifica la necesidad de elegir una técnica adecuada, colimar y posicionar correctamente. Lo que sí cambia es la comunicación entre generador, detector y estación de trabajo: los parámetros seleccionados pueden incorporarse automáticamente a los metadatos de la imagen y utilizarse en control de calidad.

11.2. Detector

El detector debe cubrir el campo necesario, responder de forma estable y permitir la resolución requerida. En CR, el receptor es la placa dentro del cassette. En DR, el panel puede ser fijo, extraíble o inalámbrico. Los equipos modernos integran sensores de exposición, sincronización y sistemas de calibración. La selección del detector adecuado depende de la aplicación: radiología general, portátil, pediatría, traumatología, mamografía u otras modalidades pueden tener prioridades distintas de tamaño, resolución, robustez o eficiencia.

11.3. Estación de adquisición

La consola del técnico permite identificar al paciente, seleccionar la exploración, revisar la lista de trabajo, comprobar parámetros técnicos, visualizar la imagen inicial, aceptar o rechazar adquisiciones y aplicar herramientas autorizadas. La exactitud de la identificación es crítica: una excelente imagen asociada al paciente equivocado es un fallo grave de seguridad.

La estación también muestra el índice de exposición, mensajes de calibración y alertas. El TER/TSID debe diferenciar los ajustes que modifican la adquisición de aquellos que solo cambian la presentación. No es lo mismo cambiar mAs antes del disparo que cambiar el nivel de ventana después.

11.4. Estaciones de diagnóstico y revisión

El monitor utilizado para diagnóstico debe reunir condiciones más exigentes que una pantalla administrativa. La resolución, luminancia, contraste, uniformidad y calibración deben mantenerse de forma reproducible. También importa la luz ambiental: reflejos o iluminación excesiva reducen el contraste percibido. Por eso el control de calidad incluye la cadena de visualización y no termina en el detector.

11.5. DICOM como envoltorio de imagen y metadatos

En un entorno digital la imagen se maneja normalmente conforme al estándar DICOM (Digital Imaging and Communications in Medicine). El archivo u objeto DICOM no contiene solo la matriz de píxeles; incluye metadatos que describen paciente, estudio, serie, modalidad, fechas y otros atributos. Esta asociación permite que la imagen viaje por la red conservando el contexto clínico necesario.

La edición vigente consultada para este tema es DICOM 2026c. El estándar es multipartes y evoluciona mediante suplementos y correcciones. Para una oposición no necesitas memorizar sus partes, pero sí comprender su función: facilitar una representación e intercambio normalizados de imágenes médicas y de información relacionada.

11.6. PACS y red: solo el enlace necesario

Una de las ventajas de producir imágenes digitales es poder enviarlas a un PACS, recuperarlas en estaciones de trabajo y compararlas con estudios previos. Sin embargo, el desarrollo funcional de PACS, RIS, HIS, BDU y Diraya corresponde al tema 21. Aquí basta con entender que la digitalización convierte la imagen en un dato transmisible y archivable sin degradación por copias sucesivas.

12. VENTAJAS Y LIMITACIONES FRENTE A LA IMAGEN ANALÓGICA

12.1. Amplia latitud de exposición

Una de las ventajas más importantes es la amplia latitud. Los receptores digitales pueden registrar una gama de exposiciones más extensa que la película. Esto reduce imágenes no diagnósticas por errores moderados de exposición y permite ajustar la presentación después de adquirirla. La consecuencia positiva es menor necesidad de repetición por densidad; la negativa es que se puede ocultar la sobreexposición.

12.2. Procesamiento posterior

La posibilidad de modificar ventana, nivel, curvas de gradación, realce de detalle y otros parámetros permite adaptar la presentación a distintas estructuras sin repetir al paciente. En película, una vez revelada, la densidad y el contraste quedaban prácticamente fijados. En digital, una misma adquisición puede generar diferentes presentaciones útiles.

12.3. Rapidez y productividad

DR ofrece disponibilidad casi inmediata de la imagen. Desaparecen el revelado químico y, frente a CR, los pasos de transporte y lectura del cassette. Esto mejora el rendimiento en urgencias, traumatología, quirófano y radiología móvil. La revisión inmediata permite detectar antes errores de posicionamiento o artefactos.

12.4. Archivo, copia y transmisión

La imagen digital puede almacenarse, duplicarse y transmitirse sin el desgaste físico de la película. Varias estaciones pueden acceder al mismo estudio, y los estudios previos pueden recuperarse para comparación. La teleradiología y la disponibilidad remota son consecuencias directas de esta naturaleza digital. El OIEA destaca precisamente la eliminación del procesamiento de película, la reducción de costes asociados a químicos, manipulación y almacenamiento físico, y la posibilidad de hacer disponible la opinión experta a distancia.

12.5. Integración de metadatos

La imagen digital puede acompañarse de información técnica y administrativa estructurada. Esto facilita trazabilidad, control de calidad y automatización. Parámetros del generador y del detector pueden quedar registrados en los metadatos, evitando transcripción manual y permitiendo auditorías más precisas.

12.6. Potencial de optimización de dosis

Un detector eficiente puede aprovechar mejor los fotones y alcanzar la calidad requerida con menor exposición que tecnologías menos eficientes. Los paneles DR suelen presentar una DQE alta y un flujo de trabajo que favorece la optimización. Pero esta ventaja es potencial, no automática. Si el servicio utiliza técnicas excesivas para obtener imágenes con poco ruido, la dosis puede aumentar a pesar de disponer de un detector excelente.

12.7. Eliminación de revelado químico

La radiografía digital elimina en el flujo habitual el revelador, fijador, procesadora húmeda y manipulación de película. Desaparecen variaciones por temperatura, concentración química, tiempo de revelado y contaminación de soluciones. También se reduce la necesidad de almacenamiento físico de placas reveladas. Aun así, la tecnología digital introduce nuevas dependencias: calibraciones, software, red, almacenamiento y mantenimiento electrónico.

12.8. Limitaciones y costes

Los detectores digitales tienen un coste de adquisición y sustitución elevado, especialmente los paneles portátiles. Son vulnerables a golpes y líquidos, y una avería puede dejar una sala fuera de servicio. Los sistemas dependen de estaciones, redes y servidores; una incidencia informática puede afectar al flujo asistencial. Además, la gran cantidad de datos exige políticas de almacenamiento, respaldo y seguridad.

12.9. Riesgo de sobreprocesamiento

La capacidad de modificar la imagen puede ser perjudicial si se utiliza sin criterio. El realce excesivo genera halos; el suavizado puede borrar lesiones pequeñas; el recorte electrónico puede ocultar una colimación deficiente; y la corrección de brillo puede disimular sobreexposición. El tratamiento digital debe facilitar la interpretación, no sustituir una adquisición técnicamente correcta.

13. APLICACIÓN PRÁCTICA DEL TER/TSID

En radiografía digital, el TER/TSID no es un mero operador que pulsa un botón y espera a que el software “arregle” la imagen. Su trabajo condiciona la calidad desde antes del disparo hasta el envío final. La tecnología automatiza procesos, pero aumenta la responsabilidad de distinguir un error de adquisición de un error de presentación.

13.1. Antes de la exposición

• Verificar identidad del paciente y correspondencia con la solicitud.
• Seleccionar el protocolo anatómico correcto en la consola.
• Elegir receptor y orientación adecuados.
• Posicionar y centrar con precisión.
• Colimar al área necesaria: la colimación sigue siendo esencial en digital.
• Seleccionar técnica de exposición conforme al protocolo y características del paciente.
• Comprobar que rejilla, AEC y detector son adecuados para la exploración.

13.2. Inmediatamente después

La primera revisión debe responder a preguntas concretas: ¿está incluida la anatomía requerida?, ¿el posicionamiento es correcto?, ¿hay movimiento?, ¿la colimación es adecuada?, ¿existe un artefacto?, ¿el nivel de ruido permite el diagnóstico?, ¿el índice de exposición es coherente con el protocolo? Solo después tiene sentido valorar si el brillo o contraste de presentación necesita ajuste.

13.3. Decidir si repetir

La decisión de repetir debe basarse en la insuficiencia diagnóstica, no en preferencias estéticas. Una imagen algo más clara de lo habitual puede corregirse; una anatomía cortada no. Un EI fuera de objetivo puede investigarse sin repetir si la imagen responde a la indicación. El principio práctico es evitar dos extremos: aceptar imágenes no diagnósticas por miedo a repetir y repetir imágenes diagnósticas solo para que “queden perfectas”.

13.4. Control de calidad cotidiano

El personal técnico es el primero que suele detectar cambios de comportamiento del sistema: aumento de ruido, líneas, píxeles defectuosos, lentitud, variaciones de exposición o diferencias entre detectores. Registrar estas incidencias permite distinguir un fallo aislado de una tendencia. En CR deben revisarse placas y lector; en DR, calibraciones, uniformidad, detector y estación de adquisición.

13.5. Rechazo y análisis de repeticiones

Los sistemas digitales permiten realizar reject analysis o análisis de imágenes rechazadas. Clasificar motivos —posicionamiento, movimiento, exposición, artefactos, anatomía incompleta, error de identificación— aporta información para formación y mejora de protocolos. Una tasa de repetición aparentemente baja no siempre es positiva: si el personal evita marcar rechazos o acepta estudios deficientes, el indicador pierde valor.

13.6. Cuidado del detector

Un panel portátil debe manipularse como equipamiento delicado. No debe utilizarse como apoyo del paciente ni quedar sometido a cargas o flexiones para las que no está diseñado. Hay que proteger conectores, comprobar batería, evitar líquidos y seguir procedimientos de limpieza compatibles. Una caída no solo tiene impacto económico: puede generar defectos ocultos que afecten a la imagen.

13.7. Seguridad de la información

La digitalización hace que el estudio dependa de una identificación correcta y de la integridad de sus metadatos. Antes de enviar una imagen deben comprobarse lateralidad, marcadores y asociación con el paciente. Corregir una identificación después de distribuir el estudio es más complejo y puede tener consecuencias clínicas. La confidencialidad y la arquitectura de sistemas se desarrollan en el tema 21, pero el técnico participa en la seguridad desde el momento de adquisición.

14. IDEAS CLAVE, MAPA CONCEPTUAL Y TRAMPAS DE EXAMEN

14.1. Ideas clave

• La imagen digital es una matriz numérica; el píxel es su unidad bidimensional básica.
• Digitalizar implica muestrear espacialmente y cuantificar la señal.
• CR usa una placa de fósforo fotoestimulable que necesita lectura láser posterior.
• DR obtiene la imagen sin lector de cassette independiente.
• DR indirecta: rayos X → luz → carga. DR directa: rayos X → carga.
• Más píxeles en el mismo campo implican menor tamaño de píxel y más datos, pero no garantizan por sí solos mejor resolución real.
• Una ventana estrecha muestra menos valores con mayor contraste de presentación.
• El procesamiento puede modificar presentación y nitidez aparente, pero no crea información ausente.
• El ruido cuántico deteriora sobre todo la detectabilidad de bajo contraste.
• La DQE describe la eficiencia con la que el detector conserva la relación señal-ruido.
• El amplio rango dinámico reduce repeticiones por densidad, pero favorece dose creep si no se controla la exposición.
• El EI orienta sobre la exposición al receptor; no equivale directamente a dosis al paciente.
• DICOM permite estructurar imagen y metadatos para su intercambio; PACS/RIS se estudian en el tema 21.

14.2. Mapa conceptual

14.3. Trampas que debes desactivar

15. REFERENCIAS Y VIGENCIA DE FUENTES

Fuentes técnicas principales utilizadas:

• IAEA Human Health Series No. 28, Worldwide Implementation of Digital Imaging in Radiology. OIEA, 2015. Referencia para adquisición digital, CR, DX/DR, flujo de trabajo, visualización y transición desde película.
• IAEA Diagnostic Radiology Physics: A Handbook for Teachers and Students. Referencia para muestreo, frecuencia de Nyquist, CR y fundamentos físicos de detectores digitales.
• IEC 62220-1-1:2015, Medical electrical equipment — Characteristics of digital X-ray imaging devices — Part 1-1: Determination of the detective quantum efficiency — Detectors used in radiographic imaging. Consultada como norma vigente para caracterización de DQE; la IEC indica fecha de estabilidad hasta 2027.
• IEC 62494-1:2008 / UNE-EN 62494-1:2009, sobre índice de exposición de sistemas digitales de rayos X en radiografía general. Consultada para EI y DI.
• DICOM Standard 2026c, NEMA. Edición corriente localizada en el repositorio oficial de DICOM, publicación de junio de 2026.
• Exámenes oficiales SAS de Técnico/a Especialista en Radiodiagnóstico: 2018 turno libre y 2025 turno libre, contrastados con las plantillas definitivas del corpus del proyecto. La prueba aplazada de 2022 se utiliza como orientación temática pero no se cita como perla verificable.

Palabras clave: imagen digital, matriz, píxel, muestreo, cuantificación, profundidad de bits, CR, radiografía computarizada, fósforo fotoestimulable, DR, DX, panel plano, conversión directa, conversión indirecta, selenio amorfo, silicio amorfo, TFT, CsI, procesamiento, histograma, LUT, ventana, nivel, MTF, NPS, DQE, rango dinámico, índice de exposición, EI, DI, dose creep, aliasing, moiré, ghosting, DICOM.