IV Congreso Nacional de Informática de la Salud

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  SESIÓN CIENTÍFICA 3

MA Belmonte, JM Sotoca, S Valero, A Domingo, JM Iñesta (2), S Domenech, N Efford (3). Unidades de Reumatología y Bioinformática. Hospital General. 12004 Castellón de la Plana.; (2) Depto Informática, Universidad de Alicante; (3) Informatics Unit, Leeds University, UK.

Objetivo: Hemos desarrollado de novo un nuevo modelo de análisis densitométrico de masa ósea mediante radioabsorciometría digital de falange de la mano, a partir de radiografías convencionales, del que presentamos los resultados de validación interna y convergente.

El concepto actual de osteoporosis, surgido de la conferencia de consenso de Copenhague 1990[1], es el de enfermedad caracterizada por una baja masa ósea y deterioro de la microarquitectura que conlleva un aumento de la fragilidad ósea y, consecuentemente, un aumento del riesgo de fractura.

Aunque la determinación de la masa ósea por métodos físicos no evalúa la microarquitectura, y a pesar de que existen otros factores que pueden precipitar la aparición de las fracturas[2], diversos estudios prospectivos han establecido que la masa ósea es el mejor factor predictivo individual para el desarrollo de fracturas[3].

Entre las técnicas cuantitativas para la determinación de la masa ósea destacan: La densitometría fotónica simple (SPA), la densitometría fotónica dual (DPA) y la densitometría radiológica de doble energía (DXA). Las dos últimas se basan en la diferencia de absorción de energía entre tejidos blandos y hueso, de modo que permite eliminar el efecto de error que introduce la mayor o menor cantidad de grasa corporal en la medición de la masa ósea. Esto es importante en zonas de gran espesor de partes blandas (abdomen-lumbar, cadera) pero en zonas acras (mano, radio, calcáneo) su efecto es mucho menor, pudiéndose usar sistemas de densitometría de energía única.

El objetivo de la densitometría ósea es la predicción del riesgo de fracturas. Esta predicción es mucho mejor si la medición se efectúa en el lugar de interés (cuello de fémur para la fractura de cadera, vértebras lumbares para estas fracturas). Por ello, los sistemas DXA de lumbar y cadera son los más extendidos y considerados como método patrón. Su mayor inconveniente es el alto precio de los equipos (que repercute sobre el coste de las exploraciones) y su escasa disponibilidad en la geografía nacional, estando concentrados en grandes ciudades.

Para estudios epidemiológicos, de screening de poblaciones de riesgo, y en áreas rurales o con medios limitados, es preciso un sistema de valoración de masa ósea que sea sencillo, económico y fiable. Los sistemas de absorciometría radiográfica cumplen estas tres premisas[4] ya que solo es preciso realizar una simple radiografía de manos para determinar la masa ósea de forma fiable y reproducible. Esta radiografía puede realizarse con cualquier aparato convencional de RX y enviarse por correo a un centro especializado para su procesamiento mediante técnicas de análisis de densidad óptica.

El mayor problema de la medición de densidad ósea mediante radiografías convencionales es la variabilidad introducida por factores externos implicados en la técnica radiográfica (variaciones en el kilovoltaje o miliamperaje debidas a fluctuaciones de tensión, modelos distintos y envejecimiento de los aparatos) y en la posterior digitalización de la placa (variaciones en la percepción lumínica y envejecimiento de la lámpara del escáner). Esta variabilidad, inherente al método e inevitable, puede subsanarse de forma efectiva corrigiendo los resultados mediante el uso de una cuña de aluminio de referencia, de tamaño, forma y composición constante, que se coloca junto a la mano al realizar la radiografía[5]. Los valores de densidad óptica del hueso se expresan así como unidades arbitrarias (UA) adimensionales, ya que se obtienen como un cociente entre el valor de densidad óptico de la zona estudiada divido por el valor de densidad óptica de la cuña de calibración: UA = DO hueso / DO cuña.

Esta técnica, denominada radioabsorciometría ósea digital (RXA), ha sido ya experimentada en otros paises, e incluso comercializada (Osteogram-Compumed^® y Metriscan^®–Alara, USA) pero no está disponible en nuestro país. Diversos estudios han demostrado una alta reproducibilidad [5,9] y un error de precisión de un 0.7-2% [6-8,10], similar al de técnicas de densitometría fotónica simple o dual en esa localización [7-10]. Según varios autores, presenta también una excelente correlación con las medidas de contenido mineral óseo en el lugar medido (falange de la mano) determinadas mediante DXA [8-11] (CMO r=0.88 DMO r=0.77 p<0.0001) así como con el peso de cenizas óseas tras incineración de mano de cadáver [6,8,12] (r=0.98). Se dispone también de valores de referencia para adultos[3,11]. La correlación con la DXA en cadera y columna lumbar es similar a la obtenida para la DXA entre falanges de manos y estas localizaciones [3,9,10] (r=0.5 a 0.7).

 

1. Técnica Radiológica.

La radiografía se ha realizado con equipos radiográficos estándard del Servicio de Radiología de nuestro hospital y del centro de especialidades de Castellón, usando placas de 26 x 20 cm. de película radiológica convencional para radiografía de mano. El proceso de revelado fue realizado con los equipos automáticos habituales en estos servicios.

A fin de reducir la variabilidad asociada con el posicionamiento de la mano y de la cuña de aluminio en la placa, se ha marcado la posición que éstas deben tener sobre una plantilla de plástico radiotransparente. Para la determinación de la DMO, se radiografió la mano no dominante de los sujetos estudiados.

2. Equipo informático y software.

Hemos utilizado un ordenador Pentium III 500 MHz equipado suficientemente para la programación y desarrollo de técnicas de análisis de imagen. La digitalización de las placas radiográficas se realiza mediante scanner Duoscan Agfa T1200 con resolución de 300 ppi en 8 bits de escala de grises.

El programa de análisis de imagen se ha desarrollado de novo bajo el entorno de Borland Delphi 5. El primer paso consiste en la determinación de la curva de calibración basada en el perfil longitudinal de la cuña de aluminio. A continuación, un módulo de segmentación determina la región de interés (ROI) basandose en la metodología de snakes o ASM que se comenta más adelante. Posteriormente, se determina el área de la superficie segmentada y la suma de valores de densidad óptica en dicha área (Figura 1). La densidad mineral ósea (DMO) resulta del cociente entre suma total de densidad en la ROI divido por el área en píxels y se expresa en unidades arbitrarias (AU).



Los resultados del análisis se muestran de modo inmediato en pantalla (fig.2) y posteriormente son guardados en una base de datos relacional desarrollada al efecto. El software permite imprimir un informe completo de los datos densitométricos determinados por RXA así como informes acumulativos con información clínica y de otros tipos de densitometría, que pueden incluirse en la misma base de datos de forma independiente. Estos informes son remitidos al médico a cargo del paciente para su valoración, con una interpretación orientativa de los resultados obtenidos.

 

 

 

Figura 1. Perfil absorciométrico de un corte transversal de falange medial de la mano. La D.O. se determina en la zona superior a la linea de corte. Por debajo hay partes blandas y valor de fondo de la RX.



Figura 2. Segmentación de falange medial, proximal y metacarpiano, con detalle de las regiones de interés (ROI). En pantalla se muestran los cálculos realizados de Area, CMO y DMO.

3. Modelos de Formas Activos.

Para encontrar el perfil de las falanges cuya densidad ósea deseamos medir, nos hemos basado en el Modelo de Formas Activas (ASM) desarrollado por Cootes[13], que es un modelo de detección estadística entrenado a partir de un conjunto de ejemplos. Cada ejemplo está representado por un conjunto de nodos homogéneo, suficiente en número como para tener una caracterización de la forma del objeto. Estos conjuntos de nodos forman a su vez un modelo de distribución de puntos (PDM), que representan las variaciones de la forma dentro del conjunto de entrenamiento[14].

 

Las bases teóricas sobre las que se ha desarrollado el sistema de segmentación de falange basados en modelos de formas activas se describen en detalle en una comunicación previa de tipo más técnico[15].

4. Medición de la densidad ósea.

Supongamos que tenemos un haz monoenergético de fotones con energía incidente I₀, que penetra en un material con masa por unidad de área x y densidad r , y emerge con intensidad I. Entonces podemos relacionar las distintas variables a través de la ley de atenuación como:

donde m ¤ r es el coeficiente de absorción másico en cm²/gr y m es el coeficiente de absorción lineal en cm^-1. La masa por unidad de área viene dada en gr/cm² a partir x = r t, donde t es el espesor de material.

 

Nuestra hipótesis de trabajo es que si dos regiones tiene el mismo nivel de gris, y por tanto pueden considerarse que tienen la misma opacidad óptica I/I_o entonces podemos relacionar las propiedades del material de interés (en este caso hueso) con otro material de propiedades conocidas que incluimos en la imagen (aluminio). Luego por tanto se cumple que:

El hecho de utilizar el aluminio como material de referencia viene determinado porque el coeficiente de absorción lineal depende principalmente del número atómico efectivo Z_eff , que en el caso del aluminio Z_Al =13, mientras que para el hueso Z_b = 12.5. Esto implica que ambas sustancias se caraterizan por tener un espectro de atenuación parecido [16].

Ahora bien, nuestro haz de rayos X no es monoenergético, y tendrá un espectro continuo que variará en función de la energía incidente de los electrones emitidos por el catodo. Mediante la diferencia de potencial entre el cátodo-anticátodo se controlará el poder de penetración o dureza del haz, ya que según la ley de Duane-Hunt la longitud de onda umbral l ₀ (en armstrongs) de esta radiación viene relacionada con la tensión V (en Kilovoltios) aplicada al tubo mediante la expresión:

.

Fig. 3. Se representan la variación del coeficiente de absorción másico para el aluminio y hueso, en función de la energia del foton incidente. Los datos han sido recogidos del NIST (National Institute of Standard and Technology, USA).

Como nuestra sustancia de referencia es una cuña de aluminio de densidad conocida (r = 2.669 gr/cm³) y forma calibrada (las cuñas son homologadas de 4 cms de longitud por 1 cms de altura y 22.5 º de ángulo), podemos comparar el nivel de gris medio de la falange y establecer en el perfil de grises de la cuña a cuanto espesor de aluminio corresponde. Por tanto, a partir de la expresión (9) podemos establecer una medición relacionada con la masa por unidad de área del hueso en unidades arbitrarias:

Para que la medición obtenida sea valida y por tanto comparable con otros métodos homologados como DEXA[17], se deben cumplir un criterio de reproductividad, es decir, las mediciones realizadas deben ser idénticas para distintas mediciones del mismo objeto. Esto se expresa mediante el coeficiente de variación (CV) y se define como:

Para que las mediciones tengan valor pronóstico desde el punto de vista médico, el coeficiente de variación CV debe estar por debajo del 2% de error cometido entre medidas. Esto implica un control exaustivo de las distintas fuentes de error para que el método sea válido.

Así, hemos realizado estudios de variabilidad del nivel de gris medio del hueso a fin de ver la variabilidad del método de segmentación, encontrando una CV =1.7 % cuando el nivel de gris medio era determinado a partir de toda la superficie de la falange segmentada, mientras que disminuía a CV= 0.8 % si solo se determinaba el valor de nivel de gris medio en la mitad central de la falange.

 

Por otro lado, aunque ambos materiales, hueso y aluminio, tienen comportamientos parecidos ante el coeficiente de absorción másico, se observa como la variación ante diferentes endurecimientos de haz para la misma mano genera variabilidad superior al umbral que hemos fijado. Es por ello que el Kilovoltaje será fijado de antemano.

 

Además aparecer errores espaciales ya que el haz de rayos X forma un cono y el espesor atravesado de aire puede ser diferente de unas regiones a otras, por lo que fijaremos la cuña a una plantilla de forma que la distancia a la falange siempre se mantenga igual. La atenuación generada por la plantilla afectará por igual al hueso y a la cuña, y no supone ningún perjuicio al método.

1. Validación del método.

A fin de validar el método, se han realizado dos tipos de experimentos. Ambos se han realizado sobre placas RX de mujeres remitidas a la consulta de Reumatología por sospecha de osteoporosis. El estudio clínico y de fracturas de esta población no es de intgerés para este artículo.

1. VALIDACIÓN INTERNA – Estudio de precisión del método de análisis de imagen.

En primer lugar, nos interesa comprobar que al repetir las mediciones de la misma placa obtenemos siempre el mismo resultado. Esto se ha demostrado con dos experimentos:

Validación test-retest

Se digitalizan 2 placas consecutivas de 50 pacientes y se practica el análisis de RXA en dias distintos. Se determina la DMO en falange proximal, falange medial (ambas enteras) y en el 10% central del metacarpiano (MC). Encontramos una correlacion casi perfecta entre ambas determinaciones (R de Pearson de 0,985; 0,995 y 0,986) para estos sitios.

Coeficiente de Variación

A fin de comprobar la reproducibilidad de nuestra técnica, hemos escaneado y analizado 5 veces, en dias distintos, las RX obtenidas de 17 pacientes remitidas por posible osteoporosis.

El coeficiente de variación (CV) para estas mediciones, según la fórmula antes citada, ha sido 0,913 (CI 95% 0,650-1,825) para la falange media; 0,632 (CI 95% 0,470-1,265) para la falange proximal; y 1,194 (CI 95% 0,918-2,387) para el area central del tercer metacarpiano.

 

2. VALIDACIÓN CONVERGENTE – Estudio comparativo con otros método estándar de medición de masa ósea.

Figura 4. Correlación entre RXA en falange proximal y AccuDEXA. N=86 R=0,762

 

En 169 sujetos hemos comparado la RXA con la densitómetría estándar medida mediante sistema Lunar^® El coeficiente de correlación de Pearson osciló de R=0,581 a 0,597 según se muestra en la Tabla 1. Este valor no fue muy distinto del hallado para DXA respecto al AccuDEXA comercial de falange, con R de 0,528 para columna lumbar y 0,645 para cadera.

Cabe destacar que la correlación de la DMO en las tres localizaciones estudiadas por RXA (falange medial, proximal y MC) fue muy elevada, con valores de R entre 0,736 y 0,855. La correlación entre DXA lumbar y de cadera también fue alta, con R=0,730.

 

 

Tabla 1. Correlaciones entre los distintos métodos de medición de masa ósea utilizados.

 

Agradecimientos. Este proyecto ha sido financiado por el ministerio de Sanidad y Consumo. Beca FISS nº 99/1147, sin cuya ayuda no habría sido posible el desarrollo del software de análisis de imagen.

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[8] Yang SO, Hagiwara S, Engelke K, Dhillon MS, Guglielmi G, Bendavid EJ, Soejima O, Nelson DL,Genant HK Radiographic absorptiometry for bone mineral measurement of the phalanges: precision and accuracy study. Radiology 1994 Sep;192(3):857-859.

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[15] Valoración de la masa ósea mediante radioabsorciometría de falanges de mano. Sotoca JM, Belmonte M. A., Iñesta J.M. Proceedings of the 5th Iberoamerican Symposium on Pattern Recognition (SIARP); Lisboa 2000, en http://alfa.ist.utl.pt/~siarp

[16] Kalebo P. & Strid K.G. (1988) "Bone mass determination from microradiographs by computer-assisted videodensitometry". Acta Radiologica 29 Fas 5: 611-617.

[17] Yang S.O., Hagiwara S., Engelke K., Dhillon MS., Gugliemi G, Bendavid E.J. Soejima O., Nelson D.L. Genant H.K. (1994). "Radiographic absorlptiometry for bone mineral measurement of the phalanges: precision and accuracy study

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Última actualización: miércoles, 04 de abril de 2001