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Tema 2. Radiología Convencional

TEMA 2 – RADIOLOGÍA CONVENCIONAL

Contenido: 2.1 Introducción. 2.2 Interacción de los rayos X con la materia. 2.3 Producción de rayos X. 2.4 El aparato de rayos X. 2.5 Principios físicos de formación de la imagen radiológica. 2.6 Sistema pantalla película 2.7 Sistemas de radiografía digital. Ventajas y desventajas. 2.8 Fluoroscopía convencional y digital. 2.1 Introducción. El adjetivo convencional lo usamos para referirnos a las técnicas tradicionales más antiguas usadas en la obtención de imágenes en una modalidad dada. En general, se usa cuando hablamos de las técnicas que usan rayos X con películas radiográficas: la radiografía convencional y de la fluoroscopía no digital. Este término también puede utilizarse para otras modalidades de imagen en referencia a las técnicas primarias usadas por la misma. Ya estudiamos que la luz visible, el calor o radiación infrarroja, los rayos ultravioletas, los rayos X y la radiación gamma, son todas radiación electromagnética. La diferencia entre estos tipos de radiación solo radica en su energía. A diferencia de las emisiones de rayos gamma producidas por sustancias radiactivas, que se emiten espontáneamente, los rayos X deben ser producidos artificialmente mediante una instalación y dispositivos apropiados. Los rayos X se producen mediante el bombardeo de un blanco de cualquier material, con partículas de elevada energía cinética o gran velocidad. En la práctica las partículas que se usan para obtener rayos X son los electrones. Entonces, la instalación generadora de rayos X, debe poseer una fuente de electrones y los medios para que estos alcancen una elevada velocidad. La acción de un campo eléctrico creado por una diferencia de potencial, será el medio que se emplea para acelerar los electrones hasta que alcancen elevadas velocidades. Cuando un haz de electrones de gran velocidad impacta contra un objeto cualquiera (blanco) se produce radiación electromagnética de dos tipos: infrarroja (calor) y la conocida como rayos X. De este modo, como resultado de tal interacción, los electrones transfieren su energía cinética, que aparecerá como calor y energía electromagnética de los rayos X. Los rayos X se producen dentro de la instalación, en el tubo de rayos X, cuya función es la de acelerar los electrones producidos en el cátodo, para hacerlos chocar contra el material del blanco. Los electrones que chocan con el material del blanco tienen dos opciones: interaccionar con los electrones orbitales de los átomos del mismo o bien, evitándolos, son capaces de interaccionar con el núcleo. De la primera interacción se producen el calor o los rayos X característicos y de la segunda, los rayos X de frenado. 2.2 Interacción de la radiación con la materia. El comportamiento diferente de un fotón de rayos X y un fotón de la luz visible radica simplemente en su energía. Ellos son iguales, excepto por la frecuencia mucho mayor - por lo ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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tanto longitud de onda mucho más corta - del fotón de rayos X, que determinará finalmente su mayor contenido energético. Esta diferencia en sus energías determinará el tipo de interacción que producirá con la materia. La radiación electromagnética posee naturaleza dual, esto es, la de comportarse como onda o como partícula. Los fotones de rayos X y γ se comportarán más como partículas que como onda. Se cumple que mientras más energética sea la radiación electromagnética más se comporta como partícula que como onda y a la inversa. Como regla general, podemos establecer que los fotones interaccionan con objetos que tienen aproximadamente el mismo tamaño que la longitud de onda asociada al fotón. De esta manera, los fotones de las ondas de radio, cuyas longitudes de onda se miden en metros, interaccionan con las antenas que poseen dimensiones de este orden. Las microondas, con longitudes de onda en los centímetros, interaccionan con objetos del mismo tamaño, como salchichas, hamburguesas, etc. La luz visible con longitudes de onda en los µm (10-6 m) lo hace con las células tales como los nervios ópticos del ojo, la luz ultravioleta con las moléculas y los rayos X con los átomos y partículas subatómicas. En particular los rayos X de baja energía, tienden a interaccionar con los átomos completos, que poseen diámetros de aproximadamente 10-9 a 10-10 m, los de energía media suelen interaccionar con los electrones y los de alta energía con los núcleos atómicos. Todas las radiaciones con longitud de onda mayor que la de los rayos X interaccionan sobre todo, como ondas. En conclusión, los rayos X y γ se comportan como si fuesen partículas de energía E = hf y de impulso p = h/λ. Los rayos X y γ solamente se diferencian en su origen, los primeros son producidos por equipos destinados a este fin, mientras que los segundos se originan como resultado de la desintegración de radioisótopos o en la aniquilación de una partícula con su correspondiente antipartícula. La única diferencia que existe entre ellos es su energía. Por esta razón, solo nos referiremos a los rayos X en nuestra discusión. 2.2.1 Ley de atenuación. Cuando un fotón de rayos X o gamma incide sobre el tejido del paciente, puede tener tres destinos: el primero es penetrar en la materia sin interaccionar, en segunda instancia puede interactuar con la materia y ser totalmente absorbido y por último, puede interactuar y ser dispersado de su dirección original depositando parte de su energía por lo que el fotón disperso tendrá una energía menor que la original o bien, puede ser dispersado conservando su energía inicial y el resultado es solo un cambio en su dirección. El efecto fotoeléctrico es el responsable de la segunda situación, mientras que el Compton produce la tercera situación. La atenuación es la reducción del número total de rayos X en un haz, después de pasar a través de un espesor determinado de material. Esta disminución en el número de rayos X se debe a que una parte es absorbida y otra parte es dispersada. La dispersión es el cambio de dirección del rayo X después de una interacción, que provoca que el mismo salga del haz y sea igualmente eliminado del mismo. Entonces podemos decir, que la atenuación es igual a la suma de dos factores: Atenuación = Absorción + Dispersión En la absorción de los rayos X participa el efecto fotoeléctrico y de manera parcial el ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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Compton. Es por ello que denominamos a la interacción fotoeléctrica proceso de absorción, porque el fotón o rayo X desaparece completamente. En el caso del efecto Compton, el fotón es parcialmente absorbido y la mayor parte de su energía es dispersada en una dirección diferente del rayo X incidente. El rayo X disperso continuará su camino con energía reducida y con trayectoria cambiada y por ello se denomina a este tipo de interacción como un proceso de dispersión. El rayo X dispersado por Compton, que interacciona con la emulsión fotográfica no transmite información sobre el tejido por el que acaba de pasar, y su efecto es el de velar la película, extendiendo sobre ella una mancha opaca, que no aporta información de interés diagnóstico y por consiguiente es un efecto negativo y por lo tanto no deseado. Por el contrario, los rayos X que experimentan interacción fotoeléctrica proporcionan información diagnóstica, pues como no llegan a la película, representan estructuras anatómicas con características de alta absorción de los rayos X. La absorción fotoeléctrica, da lugar a zonas brillantes en la radiografía como la correspondiente al hueso u otro tejido denso. Supongamos que tenemos un detector que puede registrar el número de fotones de un haz de rayos X que llegan a él en un punto dado. Sea N el número de fotones de rayos X registrados por el detector. Si colocamos una capa de material de espesor ∆x en el camino del haz, el número n, de fotones que interactúan con el atenuador y serán eliminados del haz, dependerá directamente del número de fotones presentes en el haz. Si N es duplicado, el número de oportunidades de interacción también será duplicado, mientras que si ∆x se duplica el número de átomos en el paso del haz también será duplicado y entonces el número de oportunidades también será el doble. Entonces, n es proporcional al producto de N y ∆x, o sea al número de fotones y espesor del material, por lo que podemos escribir: n ~ N ∆x 2.1 y podemos escribir: n = µ N ∆x 2.2 donde µ es una constante de proporcionalidad llamada coeficiente de atenuación lineal. Si ∆N representa el cambio en el número de fotones que pasan a través de ∆x, tenemos que ∆N = -n y la ecuación 2.2 se puede escribir como: ∆N = -µ N ∆x 2.3 Esta ecuación nos dice como N cambia cuando pasa a través del atenuador, mientras que la ecuación 2.2, nos da el número de interacciones en la capa de material de espesor ∆x al ser bombardeada por N fotones. De las ecuaciones anteriores podemos determinar la dimensión de µ. Como N, ∆N y n son números puros, entonces µ∆x es adimensional y entonces µ debe tener dimensiones del inverso de la longitud. Si x es expresada en cm, µ debe estar en cm-1. El coeficiente de atenuación lineal depende de una manera complicada de la naturaleza del atenuador y de la energía de la radiación. Por el momento consideraremos µ como una constante. Acomodemos la ecuación 2.2 del siguiente modo: (n⁄N) fracción de fotones que interactuan en Δx μ= = 2.4 Δx Δx Entonces, µ es la fracción de fotones que interactúa por unidad de espesor del atenuador. Resolvamos la ecuación 2.3 con condiciones iniciales de N = N0 para espesor cero, o sea x=0 y considerante µ como constante y tomando el espesor de la capa es muy delgado, dx, ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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nos queda que el número de fotones transmitido a través de un espesor x se puede calcular con la expresión: N =N0e-µx 2.5 Donde cada término de la expresión anterior es: N-número de fotones o rayos X transmitidos, No - número de fotones de rayos X incidentes, x - espesor de tejido, µ - coeficiente de atenuación lineal del tejido en cm-1, e - base de los logaritmos naturales. El comportamiento exponencial tiene la característica de que para cualquier espesor dado, el haz será atenuado por el mismo factor independientemente de la intensidad del haz. El espesor que atenúa al haz en un 50 % se denomina capa hemireductora o CHR. Sustituyendo N = 0.5No en la ecuación 2.5 obtenemos: ln2 CHR = x/ = 2.6 μ Si ponemos este resultado en la ecuación 2.5 podemos reescribirla como: 2.7 N = N# 2$%/&'( ln2 Entonces, considerando que el ln2 = 0.693 y que e = 2, podemos escribir la ecuación 2.5 de cualquiera de las maneras siguientes: N = N0e-µx =N0e-0.693x/CHR=N02-x/CHR Ejemplo 1. Un haz que contiene 102 fotones incide en una capa de material de 16 cm de espesor para el cual µ = 0.10 cm-1. Determine el número de fotones transmitidos y el valor de la CHR para este material. µx = 0.10 cm-1 x 16 cm = 1.6 número de fotones transmitido: N =N0e-µx = 102 x e-1.6 = 20.2 capa hemireductora: CHR = 0.693/0.1 = 6.93 cm Los rayos X son atenuados exponencialmente, lo que quiere decir que son reducidos en un porcentaje fijo para cada incremento igual de espesor del tejido que atraviesan. La CHR es aquel espesor de material que reduce el número de rayos X a la mitad, o sea un 50 % de la cantidad inicial. Una segunda capa hemireductora, reduce esta mitad a la mitad, de manera que la radiación remanente, después de pasar a través de dos capas CHR se reduce a la cuarta parte, o sea al 25 % y si agregamos otra tercera, el haz se reduce otra mitad, al 12,5 % y así sucesivamente. En la figura 2.1, se ve la gráfica en escala semilogarítmica de la ecuación 2.5 para el caso hipotético dado en el ejemplo anterior de un haz formado por 100 fotones y un atenuador con µ =0.10 cm-1. La ecuación 2.5 es conveniente graficarla en una escala semilogarítmica porque se obtiene una línea recta. En la primera CHR el haz se reduce en 50 fotones, en la segundo solo quedan 25, en la tercera 12.5, 6.3 en la cuarta, etc. En la primera capa se elimina el mayor porcentaje, lo que confirma que las primeras capas producen la mayor atenuación. Note que se necesitan 10 capas hemireductoras para dar un factor de atenuación de casi exactamente1000 (210 = 1024 ≈ 1000).

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Figura 2.1 Reducción del atenuador con

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número de fotones por un

µ = 0.10 cm-1 graficado en una escala

Ejemplo 2. Una unidad de cobalto nos da una tasa de exposición de 80 R/min a 1 m de la fuente cuando está “afuera”. Las regulaciones de protección radiológica requieren que cuando la fuente está “adentro” el nivel de radiación a 1 m de distancia sea menor que 2 mR/h. Calcular el espesor de blindaje necesario de plomo cuyo coeficiente de atenuación lineal es de 66.0 m-1. Resolvamos el ejemplo de dos maneras diferentes, primero usando la ecuación 2.5 y después estimando el blindaje a través de la CHR.

semilogarítmica.

Estimemos el factor de atenuación requerido =

80x60 R/h = 2 400 000 2x10$/ R/h

Aquí tomamos N/No = 1/ 2 400 000 = 4.17x10-7 Evaluando la ecuación 2.5 con los datos del problema: ln (4.17x10$2 ) x=− = 0.223 m 66 La otra forma de resolver este problema es calcular la CHR con la ecuación 2.6: 0.693 CHR = = 0.0105 m 66.0 Se requieren 10 CHR para atenuar 1000 0.105 m Se requieren otras 10 CHR para atenuar otras 1000 0.105 m Una atenuación de 2.4 requiere más que 1 CHR, permite 0.021 m La atenuación total requerida para un factor de 2 400 000 requiere 0.231 m O sea que se requiere según el primer cálculo 0.22 m y por el segundo 0.23 m de Pb. Es común en los cálculos de blindaje a estimar por exceso los espesores y 0.23 m es un buen resultado. Este valor está subestimado, pues no se ha tenido en cuenta la radiación dispersa que también contribuye a la dosis en el punto y realmente se necesitan 4 CHR más o sea en total se necesita una barrera de 0.27 m. El coeficiente de atenuación lineal o fracción de fotones que interactúa por unidad de longitud, depende de la energía de los fotones, el número atómico y densidad del material, o sea µ = µ(E, Z, ρ). La atenuación en una capa de material, ∆x, depende del número de electrones presentes en dicha capa por lo que dependerá del número atómico del material. Aunque la capa se comprima a la mitad del espesor, sigue teniendo el mismo número de electrones y seguirá atenuando los rayos X en la misma fracción, pero su coeficiente de atenuación lineal será el doble de grande (atenuación por unidad de longitud). Entonces, el coeficiente de atenuación lineal también depende de la densidad del material. Un coeficiente de atenuación fundamental es el coeficiente de atenuación másico que se obtiene dividiendo el ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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coeficiente de atenuación lineal por la densidad ρ y de este modo será independiente de la misma y se representa por (µ/ρ). Sus dimensiones son de m2/kg y por esto es conveniente medir el espesor del material en g/cm2 o kg/m2. Como ejemplo, calculemos el coeficiente de atenuación másico para el plomo, cuya densidad de masa es ρ = 11.3 g/cm3 y tiene un coeficiente de atenuación lineal de 0.12 cm-1, entonces: 0.12 cm$ cm = 0.0106 = 0.00106 m /kg $/ 11.3 gcm g Hemos considerado hasta ahora que el haz de fotones atraviesa un material homogéneo, lo cual casi nunca se cumple en la realidad. Entonces considerando un material no homogéneo la relación 2.5 debe escribirse como: : $ 8 ; μ(%)9%

2.7 N = N#e :< Además un haz de rayos X no contiene fotones de una sola energía, o sea un haz en general no es monoenergético, sino que está formado por todo un espectro de valores de energía. Si conocemos la distribución de fotones por unidad de energía σ(E)=dN(E)/dE del haz incidente, lo que equivale a conocer su espectro de energías, podemos plantear que > No=8? σ(E)dE . Entonces para el caso más general de un haz no monoenergético y un medio no homogéneo la ecuación 2.5 queda: : 8 ; μ(@,%)

>

N = 8? σ(E)e :< dE 2.8 4 Ejemplo 3. Un haz de fotones bien colimado conteniendo 10 fotones de 10 MeV choca con un bloque de carbono de 20 cm de espesor. Si conocemos que la fracción de energía media transferida por fotón en un haz de fotones de 10 MeV al interaccionar con el carbono es Etr = 7.30 MeV y la absorbida de Eab= 7.02 MeV. Determine la energía absorbida, transferida, emitida como bremsstrahlung y dispersa en una capa de 1 mm de carbono a una profundidad de 10 cm en el bloque, ρC = 2250 kg/m3 y µ/ρ = 0.00196 m2/kg. Primero hay que calcular los fotones que alcanzan la profundidad de 10 cm en el bloque de carbono: Espesor de 10 cm de carbono encima de la capa de 1 mm: 0.10 m x 2250 kg/m3 = 225 kg/m2 Usando el coeficiente de atenuación másico: µx = 0.00196 m2/kg x225 kg/m2 = 0.441 El número de fotones que alcanzan los 10 cm de profundidad: N = N0e-µx = 104xe-.441 = 6434 Número de interacciones en 1 mm de espesor: N = N0e-µx=6434xe-0.00196x0.001x2250= 6434e-0.00441=6405.7 fotones transmitidos Entonces el número de interacciones es: 6434 – 6405.7=28.3 fotones interactúan Energía transferida: 28.3x7.3 = 207.1 MeV Energía absorbida: 28.3x7.02 = 199.7 MeV Energía radiada como bremsstrahlung: 207.1 – 199.7 = 7.4 MeV Energía dispersada: 28.3x(10 – 7.30) = 76.6 MeV

Ejemplo 4. Una unidad de rayos X de diagnóstico, da una exposición de 100 mR/min, a la distancia en que se encuentra ubicada la consola de control sin la barrera protectora cuando está trabajando. Se quiere diseñar la barrera protectora para el técnico radiólogo que debe ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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permanecer en esa área durante el examen. Para el cumplimiento de las regulaciones de protección radiológicas, se calculó que el nivel de exposición detrás de la barrera protectora deben ser de 0,01 mR/min o menor, para que el técnico radiólogo no rebase la dosis anual permitida al personal ocupacionalmente expuesto (POE). Estime el espesor de protección de plomo requerido a colocar en la barrera protectora, para lograr este requisito, conocido que el coeficiente de atenuación lineal del plomo para esta energía es de 2.57 mm-1. Primeramente determinaremos la CHR, y después determinamos el factor de atenuación que necesitamos para llevar el nivel de exposición dado al valor requerido por las regulaciones existentes. De este modo tenemos: ln2 0.693 CHR = = = 0.27 mm μ 2.57 y el factor de atenuación requerido es de: Factor de atenuación requerido = 100/0.01= 10000 De la ecuación 2.5 podemos obtener la siguiente relación: ln (factor de atenuación) ln(10000) 0.27x9.21 x = CHR = (0.27) = = 3.6 mm de plomo 0.693 0.693 0.693 Encontramos que 3.6 mm de plomo son suficientes para lograr este nivel de exposición en el lugar de la consola de control. De nuevo este valor está subestimado por no tener en cuenta la radiación dispersa y serían necesarias aproximadamente 4 CHR adicionales. En la protección radiológica también se utiliza la denominada capa decireductora, CDR, que es aquella que interpuesta en el haz logra reducir su intensidad en 10 veces, o sea a la décima parte. 2.2.2 Mecanismos de interacción de los rayos X con la materia. Cuando hablamos de la interacción de la radiación con la materia en radiología, nos referimos como materia al tejido humano. Los rayos X son ondas electromagnéticas y consisten en un flujo de fotones. La energía E de un fotón de frecuencia f y longitud de onda λ es: E = hf = hc/λ y su cantidad de movimiento p = h/λ, donde h es la constante de Planck y c es la velocidad de la luz en el vacío; hc = 1.239 x 10-6 eVm. El espectro electromagnético puede ser dividido en bandas, figura 2.2, comenzando por las longitudes de ondas más largas de radio, TV y las usadas en imagen de resonancia magnética, extendiéndose a las radiofrecuencias, infrarrojo, visible, ultravioleta, los rayos X usados en la radiografía, hasta las ondas ultracortas de la radiación gamma de alta energía usada en la imagen de medicina nuclear. Las longitudes de onda de los rayos X son del orden de los angstrom (10-10 m) y por lo tanto las correspondientes energías de sus fotones son del orden de los keV. Los mecanismos básicos de interacción de los rayos X con la materia son: a) absorción fotoeléctrica b) dispersión coherente e incoherente y c) formación de pares. Por los rangos de energía utilizados en radiología, solo el efecto fotoeléctrico y el Compton son de importancia en el radiodiagnóstico. Dependiendo de la energía de los fotones tenderán a producirse unos u otros fenómenos para un mismo material. Podemos considerar que la radiación es capaz de ionizar al tejido, cuando posee una energía superior a 10 keV. ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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Figura 2.2 Espectro electromagnético de la imagen médica.

a) Absorción fotoeléctrica. Es una interacción de ionización con los electrones de las capas internas K, L, M y N del átomo blanco. Si el fotón tiene una energía igual o superior a la energía de ligadura de los electrones de las capas internas, en la interacción con los mismos, el fotón resulta totalmente absorbido y desaparece. Parte de su energía se gasta en extraer al electrón del átomo y el resto aparece como energía cinética o de movimiento del electrón que emerge. El resultado es un par iónico: el electrón negativo denominado fotoelectrón y el átomo ionizado, cargado positivamente, por la falta de un electrón y con energía en exceso. Este efecto es una interacción en la cual el fotón es absorbido totalmente y no existe dispersión, de manera que un electrón de las capas internas del átomo es eliminado y escapa con una energía cinética igual a la diferencia entre la energía del rayo X incidente y la energía de ligadura del electrón extraído, EC = hf EL donde hf es la energía del fotón incidente, EL es la energía de ligadura del electrón al átomo en la órbita que se Figura 2.3 Representación esquemática del efecto encuentra y EC es la energía cinética del fotoeléctrico. electrón extraído o fotoelectrón. El espacio vacío dejado por el electrón que abandona el átomo, se llena de manera inmediata por el salto de un electrón desde un nivel más externo. Esta transición electrónica, se acompaña de la emisión de un rayo X de energía igual a la diferencia entre las energías de ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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ligadura de las capas orbitales participantes, o sea, se produce un rayo X característico. Estos rayos X característicos serían radiación dispersa o secundaria y no contribuyen a la información diagnóstica, pero en el caso específico del tejido son de muy poca energía, porque las energías de ligaduras de los elementos del tejido son muy pequeñas, ya que son elementos muy poco complejos como el hidrógeno, carbono, oxígeno, etc. y estos rayos serán absorbidos localmente. Entonces la energía media transferida en este efecto es prácticamente igual a la energía media CDE ≈ E CGH . Entonces prácticamente toda la energía será absorbida y se dice que absorbida, o sea E este efecto es de absorción. En ocasiones, el exceso de energía no aparece como radiación característica sino como electrones denominados Auger. Supongamos que el electrón eliminado por efecto fotoeléctrico es el electrón K, generalmente este hueco es ocupado por un electrón L, en este caso se emitirá radiación característica de energía igual a ∆E = hf = EK – EL y quedará ahora un hueco en la capa L. El átomo tiene un modo alternativo de eliminar este exceso de energía, que consiste en emitir directamente la energía en la forma de un electrón de la órbita M. Cuando esto se produce quedan dos huecos en las capas electrónicas del átomo, en la M y L y se produce la emisión de electrones monoenergéticos de energía igual a: EC = EK - EL- EM en este ejemplo específico. Probabilidad del efecto fotoeléctrico. La probabilidad de que se produzca esta interacción depende de la energía del fotón incidente y del número atómico del material blanco. Para que este efecto se produzca, el fotón incidente debe tener una energía un poco mayor que la energía de ligadura del electrón y, es mayor cuando su energía es solo ligeramente superior a la de ligadura, siendo muy cercana a la misma. Esto es como consecuencia de que la probabilidad de interacción fotoeléctrica depende aproximadamente del inverso al cubo de la energía del fotón incidente o sea E-3. La dependencia con el número atómico radica, en que este efecto es más probable que se produzca en los electrones más fuertemente unidos al núcleo (los electrones K) y como se sabe, la energía de ligadura de los electrones es mayor cuanto mayor sea el número atómico. La probabilidad de este efecto depende aproximadamente de Z3 para materiales con Z grande y como Z3.8 para materiales con bajo número atómico Z. Podemos plantear entonces que la probabilidad P de efecto fotoeléctrico tiene una dependencia aproximada con Z y E del tipo: K/ I~ / L Ejemplo 5. ¿Cuántas veces cambiará la probabilidad de efecto fotoeléctrico si variamos la energía de la radiación de 100 a 50 keV y cambiamos de tejido blando con Zef = 7.64 a hueso con Zef = 12.31? La probabilidad aumenta como consecuencia de que Z ahora es mayor, pues pasamos de tejido blando a hueso que posee un número atómico mayor. Este aumento es igual a (12.31/7.64)3 ≅ 4.2. A su vez la probabilidad también aumenta como consecuencia de la disminución de la energía en una proporción de (100/50)3 = 8. La variación total de la probabilidad será de: 4.2 x 8 = 33.6 cuando pasamos de 100 a 50 keV y de tejido blando a ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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hueso. Esto significa que, es aproximadamente 34 veces más probable que un fotón de 50 keV interaccione por efecto fotoeléctrico con el hueso, que un fotón de 100 keV lo haga con tejido blando. En conclusión podemos plantear que para el efecto fotoeléctrico: - Este efecto involucra una interacción entre un fotón y los electrones ligados. - La probabilidad de eyección es máxima si el fotón tiene justamente la energía para extraer al electrón de su nivel. - La probabilidad varia con la energía aproximadamente como 1/(hf)3. - La probabilidad varia con Z3 para materiales con elevado Z y como Z3.8 para materiales con Z bajo. CDE ≈ E CGH ≈ hf. - En el tejido se puede plantear que E b) Dispersión coherente e incoherente. b.1 Dispersión coherente. Ocurre para radiación electromagnética con energías inferiores a los 30 keV. Esta interacción también se conoce con el nombre de dispersión Rayleigh o clásica. En esta el fotón interacciona con el átomo completo del blanco, produciendo en este una excitación. El átomo libera la energía en exceso inmediatamente, emitiendo un fotón secundario o disperso, con igual longitud de onda que el incidente y por consiguiente con la misma energía, pero en una dirección diferente. El resultado neto de esta interacción es solo un cambio en la dirección de la radiación, sin que se altere su energía ya que no existe transferencia energética, ni ionización. Aquí, a diferencia del efecto fotoeléctrico en el cual la energía del fotón era convertida en energía cinética, tratamos con un proceso de dispersión en el cual ninguna energía se convierte en energía cinética, y toda es dispersada.

Figura 2.4 Representación de la dispersión coherente o clásica.

Esta interacción no tiene importancia en la radiología diagnóstica, pues por ejemplo, a 70 kVp solamente el 3 % de los rayos X experimentan dispersión clásica. Este efecto solo contribuye a un efecto no deseado, producir radiación dispersa contribuyendo al denominado velo de la película que consiste en una coloración grisácea característica de las radiografías. El mecanismo de producción de la dispersión coherente ocurre cuando el campo eléctrico oscilante asociado a la onda electromagnética, pone en movimiento los electrones en el átomo en vibración momentánea. Estos electrones oscilantes emiten radiación de la misma longitud de onda λ que la radiación incidente. Las ondas dispersadas desde los electrones dentro del átomo se combinan entre ellas para formar una onda dispersa, por lo que este fenómeno es un fenómeno cooperativo. ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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Figura 2.5 Dispersión coherente, proceso cooperativo de dispersión que involucra a todos los electrones del átomo y en el cual ninguna energía es transferida al medio.

b.2 Dispersión incoherente. Efecto Compton. Cuando la energía del fotón incidente se incrementa más allá de la energía de enlace del electrón, la probabilidad del efecto fotoeléctrico decrece muy rápidamente con la energía y comienza a ser importante el efecto Compton. Este efecto en tejido blando, es el más importante para el rango de energías entre 100 keV y 10 MeV, rango que contiene gran parte de las radiaciones de interés diagnóstico. Bajo ciertas circunstancias los electrones pueden dispersar independientemente y es lo que llamamos dispersión incoherente o dispersión Compton. En este caso alguna energía es dispersada y alguna es transferida como energía cinética. De igual manera, en este tipo de interacción debemos considerar la naturaleza cuántica de la radiación y pensar que las ondas electromagnéticas son un flujo de fotones de energía E = hf y cantidad e movimiento igual a p = hf/c. En este caso la interacción se produce entre el fotón incidente y un electrón de la capa externa del átomo. Este electrón puede considerarse como libre, porque está muy débilmente unido al núcleo y su energía de ligadura, es mucho menor que la energía del fotón incidente. Como resultado de la interacción con el electrón orbital, el electrón recibe parte Figura 2.6 Representación esquemática del efecto Compton. de la energía del fotón y es expulsado del átomo, por lo que este queda ionizado y a su vez, el fotón resultante continua su trayectoria en una dirección alterada, o sea, es dispersado en un cierto ángulo, pero con energía reducida en una cantidad igual a la energía de enlace del electrón orbital y la energía cinética aportada al electrón. En términos matemáticos tenemos que: hf = hf´+ Ec Donde hf es la energía del fotón incidente, hf´ es la energía del fotón disperso, Ec es la energía cinética del electrón. El electrón que resulta del efecto Compton se le denomina electrón secundario, aunque en algunos textos también se le llama electrón de retroceso. En esta ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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ecuación podemos ver que f´ debe ser menor que f, ya que la radiación dispersa una longitud de onda mayor, λ´, que la radiación incidente, λ. Generalmente el fotón disperso retiene la mayor parte de la energía y seguirá interaccionando hasta ser posteriormente absorbido fotoeléctricamente. El fotón disperso puede experimentar deflexión entre θ = 0o y 180o, o sea, desde no experimentar ningún cambio en su trayectoria, hasta dispersarse hacia atrás. En este último caso, cuando el fotón dispersa hacia atrás, con θ = 180o, el electrón saldrá hacia adelante con ϕ = 0 y se produce cuando el fotón golpea directamente al electrón, y la energía que le transfiere es máxima y por consiguiente la energía que conserva el fotón disperso es mínima. Esta radiación dispersa hacia atrás se denomina radiación retrodispersa y en la radiología, es responsable de ciertos defectos de imagen, como de verse en la radiografía, objetos que se encuentran en la parte posterior del casete radiográfico. Por el contrario, cuando el fotón solo roza el electrón, el electrón emerge con aproximadamente un ángulo recto (ϕ ≈ 900) y el fotón disperso pasa de largo casi en línea recta (θ ≈ 0). En esta colisión el electrón no recibe casi ninguna energía y el fotón disperso conserva casi esencialmente su energía completa. Todos las formas intermedias de colisión entre las dos anteriores son posibles.

Figura 2.7 Dispersión incoherente o Compton desde un electrón individual. Alguna energía es dispersada como un fotón disperso y alguna es suministrada al electrón de retroceso y es absorbida.

Probabilidad de efecto Compton. La probabilidad del efecto Compton depende de la energía de la radiación incidente, pero a diferencia del fotoeléctrico, es casi independiente del número atómico del material y la probabilidad de interacción Compton del hueso y el tejido blando, por ejemplo, es la misma. La probabilidad de ocurrencia de Compton es inversamente proporcional a la energía, de manera que al aumentar la energía disminuye según E-1. La dispersión Compton no suministra información diagnóstica útil, pues los rayos X dispersos solo contribuyen a velar la película, que es una mancha opaca que se extiende sobre ella. De esta forma, las imágenes obtenidas por causa del efecto Compton aparecen siempre con tonalidades mates y con poco brillo. Otro inconveniente de la dispersión Compton, es el riesgo de exposición a la radiación que sufre el técnico radiólogo, principalmente en fluoroscopía, pues durante estos procedimientos, se puede dispersar gran cantidad de radiación del paciente. En los procedimientos radiográficos, el peligro de exposición por esta causa es menor, ya que en la sala se examen normalmente solo se encuentra el paciente. En conclusión podemos plantear que para el efecto Compton: - Se produce por la interacción entre un fotón y un electrón casi libre. ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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- Es casi independiente del número atómico. - Su probabilidad decrece con el aumento de la energía como 1/E. - En cada colisión parte de la energía es dispersada y alguna es transferida a un electrón, la cantidad depende del ángulo de emisión del fotón disperso y la energía del fotón. - En el promedio, la fracción de energía transferida como energía cinética por colisión es mayor con el incremento de la energía de los fotones. Esto significa que cuando la energía de los fotones es baja (hf ≤ 0.01 MeV) muy poca energía es transferida al medio y casi toda es dispersada y cuando la energía de los fotones es grande (de 10 a 100 MeV) la mayoría de la energía del fotón es transferida al electrón de retroceso y muy poca es dispersada. - En tejido blando el proceso Compton es mucho más importante que el fotoeléctrico y el de formación de pares en el rango de energías de 100 keV y 10 MeV. c) Formación de pares. Cuando la energía del rayo X o fotón posee una energía mayor que 1.02 MeV el fotón puede ser absorbido a través del mecanismo de producción de pares y ocurre cuando el fotón se acerca al núcleo lo suficiente como para sufrir la acción del intenso campo electrostático del mismo y de la interacción del fotón con el campo electrostático nuclear, desaparece el fotón y en su lugar y a expensas de su energía, aparecen un electrón y un positrón (antipartícula del electrón de carga positiva). De la ecuación de Einstein que establece la equivalencia entre la masa y la energía, E=mc2, se puede calcular la energía asociada a la masa de un electrón, la cual es de 0,511 MeV. De manera que el fotón que interaccione por la formación de pares, debe tener como mínimo el doble de esta energía para la creación del par electrón-positrón, pues la Figura 2.8 Esquema representativo de la formación de pares. masa del positrón es la misma que la del electrón. De esta manera, la energía del fotón incidente debe ser de al menos equivalente a dos masas del electrón. De aquí que la condición energética para que el haz de rayos X interaccione según este efecto, es que posea una energía de al menos 1,02 MeV. En el proceso, no se produce carga eléctrica neta, pues ambas partículas tienen cargas iguales y opuestas. Con energías inferiores a este valor el efecto no se produce. La energía excedente que puede traer el fotón por encima de 1,02 MeV, se reparte como energía cinética entre el par electrón-positrón, así: hf – 1.022 = E+ + E2.8 donde E+ y E- son las energías cinéticas del electrón y positrón respectivamente. La energía total dada al par de partículas se reparte de muchas maneras, desde cuando una adquiere casi toda la energía y la otra ninguna, o con ambas tomando la mitad o cualquier distribución entre estos extremos. El proceso puede ser considerado como una colisión entre el fotón y el núcleo, ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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colisión en la cual el núcleo retrocede con alguna cantidad de movimiento, pero la energía que adquiere es despreciable en comparación con las energías dadas al electrón y al positrón, por lo que no se pone en la ecuación 2.8. Como la cantidad de movimiento no se conserva entre el fotón, el electrón y el positrón, no se puede calcular en detalle como en el proceso Compton y predecir los ángulos de desviación del positrón cuando la desviación del electrón es conocida. Este efecto no es de interés en radiología, pues afecta a rayos X cuya energía es superior a 1,02 MeV no utilizados en la misma. Probabilidad de la formación de pares. Aunque este efecto no es de interés para radiodiagnóstico, señalaremos que a diferencia del fotoeléctrico y el Compton cuyas probabilidades de ocurrencia disminuyen con la energía, en la formación de pares, la probabilidad de su ocurrencia aumenta rápidamente con la energía, así para altas energías, un fotón es más fácilmente detenido en un proceso de pares, que uno de menor energía y curiosamente se puede afirmar, que cuando el principal proceso de atenuación de la radiación es el de formación de pares, el haz más energético es menos penetrante que uno menos energético. Su probabilidad depende aproximadamente del cuadrado del número atómico del material, o sea, como Z2, pues se produce en el campo electrostático del núcleo. Destino del positrón. El positrón en su viaje a través de la materia excita e ioniza de la misma manera que lo hace el electrón hasta que finalmente llega al reposo. Entonces se aniquila al combinarse con uno de los electrones libres presentes en el medio y produce dos fotones de radiación de 0.511 MeV, o sea en total entrega 1.022 MeV. Para conservar la cantidad de movimiento, los dos fotones, cada uno con 0.511 MeV, son expulsados en direcciones opuestas. En conclusión podemos plantear que para la producción de pares: - Involucra una interacción entre un fotón y el núcleo. - El umbral para que el proceso se produzca es de 1.022 MeV. - Su probabilidad se incremente rápidamente con la energía por encima de este umbral y varía aproximadamente con Z2. - La energía transferida como energía cinética es hf – 1.022 MeV. - Se producen dos fotones por la aniquilación del positrón, cada uno de energía 0.511 MeV. 2.2.3 Coeficiente de atenuación lineal total. Hasta aquí hemos visto las formas en las que un rayo X puede interaccionar con la materia. De todas ellas, solamente dos tienen importancia en la radiología: el efecto fotoeléctrico y el Compton, pues son los que ocurren a las energías que se utilizan en radiodiagnóstico. En el rango de la radiología diagnóstica, al incrementarse la energía se hace más importante la dispersión Compton que la fotoeléctrica, pero debemos decir que la probabilidad de interacción total o sea fotoeléctrica y Compton en su conjunto disminuye con la energía, primero muy rápidamente según el inverso del cubo de la energía, pues el efecto principal es el fotoeléctrico y después más lentamente según el inverso de la energía para el Compton. Realmente lo que se incrementa, es la importancia relativa de una interacción respecto a la otra, pero en valor absoluto, el número de interacciones disminuye con la energía. Como la probabilidad total de interacción disminuye con el incremento de la energía del ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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haz, este se hará más penetrante, pues tiene menos probabilidades de interaccionar con la materia. Para energías superiores a las que nos interesan en radiología, comienzan a hacerse importantes otras interacciones como la formación de pares. Para esta interacción la probabilidad absoluta de ocurrencia, aumenta rápidamente con la energía. En general en la interacción de un solo fotón con la materia, cualquiera de los cuatro procesos antes estudiados puede ocurrir. En cualquier interacción individual solo un proceso ocurre, pero en muchas interacciones todos ellos pueden ocurrir. El coeficiente de atenuación lineal total µ que ya estudiamos es el que considera todos los procesos de atenuación - fotoeléctrico, de dispersión y formación de pares – y es igual a la suma de los coeficientes de atenuación lineal para cada efecto particular, entonces la fracción total de atenuación, será igual a la suma de las fracciones de atenuación que se produce por cada mecanismo individual fotoeléctrico, dispersión y pares. Se puede plantear entonces que: µ = τ + σcoh + σinc + κ 2.8 Donde denominamos τ al coeficiente de atenuación lineal para efecto fotoeléctrico, σcoh el correspondiente a la dispersión coherente o Rayleigh, σinc es el coeficiente de atenuación lineal para el efecto Compton o dispersión incoherente y κ para el proceso de formación de pares. En materiales de bajo Z (como el tejido), la σcoh, es usualmente despreciable excepto para bajas energías, (menores de 10 keV) y entonces se puede omitir en la ecuación 2.8. De igual manera se puede plantear para los coeficientes másicos de atenuación: µ/ρ = τ/ρ + σcoh/ρ + σinc/ρ + κ/ρ 2.9 Coeficiente de transferencia de energía. Para calcular la energía transferida a un bloque de tejido, es conveniente usar el coeficiente de transferencia de energía, µtr. Ya vimos que si N fotones inciden sobre un bloque de material dispersante de espesor ∆x, usando la ecuación 2.2 el número de interacciones que ocurren en esta capa de material es: n = µN ∆x CDE entonces la energía transferida es: Si la energía promedio transferida por interacción es E C E CDE μN∆x = Nμ DE O Nhf∆x ∆EDE = E hf La expresión entre paréntesis tiene la misma dimensión que µ y es llamado coeficiente de transferencia de energía µtr, así: CDE ⁄hf) μDE = μ(E 2.10 y la energía transferida en ∆x es ∆Etr = µtrNhf∆x 2.11 Podemos ver que Nhf es la energía transportada por el haz y para calcular la energía transferida simplemente tomamos el producto del coeficiente de transferencia, por la energía transportada por el haz y el espesor de la capa de material, ∆x. Coeficiente de absorción de energía. De manera análoga, definimos el coeficiente de absorción de energía, µab, como: CGH ⁄hf) μGH = μ(E 2.12 CGH es la energía promedio absorbida por interacción. La energía absorbida en ∆x es: donde E ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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∆Eab = µabNhf∆x

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Ejemplo 6. Calcular la energía absorbida en la capa de 1 mm del ejemplo 3, usando el coeficiente de absorción de energía, si este es (µab/ρ) = 0.00138 m2/kg. 1 mm tiene un “espesor” de 2250 kg/m3 x 10-3 m = 2.25 kg/m2 ∆Eab = 0.00138m2/kg x 6434 x 10 MeV x 2.25 kg/m2 = 199.8 MeV de acuerdo con el cálculo del ejemplo 3. En la figura 2.9 se grafican los coeficientes totales de atenuación másicos para el aire, cobre y plomo. Para todos los materiales, la curva cae rápidamente cuando se incrementa la energía, debido al rápido decrecimiento con la energía del efecto fotoeléctrico. De 200 keV a 5 MeV, donde el efecto Compton es importante, las curvas decrecen más lentamente. En esta región, todos los materiales tienen aproximadamente el mismo coeficiente de atenuación másico de modo que las tres curvas para (µ/ρ) casi coinciden. Por encima de 10 MeV el coeficiente total de atenuación de másico para aire es casi constante, pues el incremento del coeficiente de producción de pares se compensa con el decrecimiento del coeficiente Compton.

Figura 2.9 La gráfica muestra los coeficientes de atenuación másicos (µ/ρ) para el plomo, cobre y aire. También muestra los coeficientes másicos de absorción de energía (µab/ρ) y transferencia de energía (µtr/ρ) para el aire.

2.3 Producción de rayos X. La función del tubo de rayos X es la de producir los rayos X. Esto se logra por la existencia dentro del mismo de una elevada diferencia de potencial entre el ánodo y el cátodo que acelera los electrones, de manera que, cuando los electrones llegan al material del blanco poseen altas velocidades y han adquirido una elevada energía cinética. Así, son capaces de ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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penetrar las capas superficiales del blanco y sufrir diferentes tipos de colisiones con los átomos del mismo. Transfieren su energía en el transcurso de las interacciones y van perdiendo velocidad, hasta quedar prácticamente en reposo, momento a partir del cual pueden ser conducidos a través del ánodo por los circuitos eléctricos del equipo de rayos X. Debemos distinguir entre los electrones que llegan al blanco y chocan con él, de los electrones que pertenecen a los átomos que forman el blanco. A los primeros se les llaman electrones proyectiles para distinguirlos de los que forman parte del material del blanco o ánodo. Como los electrones poseen carga eléctrica, interactúan a distancia con otras partículas también cargadas del blanco, como los electrones y los núcleos que lo forman. Si la fuerza de repulsión entre los electrones es lo suficientemente grande, el electrón del átomo puede ser extraído, ionizándolo. En algunos casos, la energía no es suficiente para sacarlo del átomo y solo lo eleva a un nivel de energía superior y se dice que el átomo queda excitado. Independientemente del tipo de interacción producida, el electrón proyectil pierde parte de su energía. 2.3.1 Mecanismo de producción de los rayos X. La acción de una elevada diferencia de potencial dentro del tubo de rayos X, es la responsable de acelerar los electrones hasta grandes velocidades y elevadas energías cinéticas. Con una diferencia de potencial de 100 kV los electrones alcanzan velocidades de aproximadamente la mitad de la velocidad de la luz. Cuando los electrones chocan con la superficie del ánodo, son detenidos muy bruscamente y pierden su energía cinética que es convertida en rayos X y calor. Las interacciones de los electrones que chocan con el material del blanco pueden ser de dos tipos: con los electrones orbitales de los átomos del blanco o con los núcleos de los átomos del blanco. a) Interacciones con los electrones orbitales de los átomos del blanco. Esta interacción es la responsable de la formación de calor y de los rayos X característicos. Cuando esto ocurre existen dos variantes posibles: que interaccionen con los electrones de la capa más externa o bien que interaccionen con los electrones de las capas más internas del átomo, generalmente las capas, K, L, M o N. -Interacción con los electrones externos de los átomos del blanco. Cuando este tipo de interacción ocurre pero la energía transferida no es suficiente para ionizarlos, entonces los electrones de la capa externa pasan simplemente a un nivel de energía más alto (son excitados), volviendo inmediatamente a su estado de energía normal, con emisión de radiación infrarroja. La excitación y la recuperación constantes de los electrones de la capa externa son responsables del calor generado en el ánodo de los tubos de rayos X. Este es el principal mecanismo mediante el cual se genera calor, pero existe otro que es el siguiente: los electrones proyectiles van perdiendo su energía en interacciones sucesivas y cuando ya han disipado casi toda su energía, se recombinan con iones positivos y forman átomos y moléculas excitadas. Esta energía extra se gasta como vibraciones de la red cristalina del medio, lo cual resulta también en un aumento de la temperatura. Por lo general, más del 99 % de la energía cinética de los electrones proyectil se convierte en energía térmica, lo cual deja menos de un 1 % disponible para producir rayos X, por lo que podemos concluir que la máquina de rayos X, es un aparato muy ineficaz. Este tipo de interacción es la más frecuente. -Interacción con los electrones internos de los átomos del blanco. Estos electrones están más fuertemente unidos al núcleo y tienen una energía de ligadura superior a los ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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electrones externos. Mientras más complejo es el átomo, mayor es el número de electrones orbitales que tendrá y mayor serán sus energías de ligaduras. Esto sucede con el átomo de wolframio que es un átomo muy complejo, pues posee 74 electrones orbitales y las energías de ligadura de los electrones de las capas internas son del orden de las energías de los rayos X, por ejemplo, 70 keV para los electrones K. Entonces la emisión de rayos X se produce en general para los niveles K, L, M o N que son los niveles con mayor energía de ligadura dentro del átomo. A estos rayos X se les llama rayos X característicos. La figura 2.10 muestra lo que pasa cuando se origina un rayo X característico. Si el electrón proyectil tiene la energía suficiente para ionizar el átomo y elimina el electrón K por ejemplo, se origina un hueco electrónico temporal en esa capa. Este estado excitado del átomo se corrige de manera inmediata, mediante el salto de un electrón más externo para cubrir el hueco dejado por el electrón K. El átomo de wolframio tiene electrones hasta la capa P y el lugar dejado por el electrón K puede ser ocupado por electrones de cualquiera de las capas más externas. La transición de un electrón desde una capa más externa hasta otra interna, se acompaña de la emisión de un fotón de rayos X, de energía igual, a la diferencia entre las energías de los niveles entre los que se produjo el salto o podríamos decir también, igual a la diferencia de las energías de ligadura de los electrones orbitales correspondientes. Podemos plantear entonces que la radiación característica se produce, cuando el electrón proyectil interacciona con un electrón de una capa interna de los átomos del blanco (generalmente la K, L, M o N) y no con uno de la capa externa, con una energía tal, que logra ionizarlo, extrayendo el electrón del átomo blanco y los rayos X característicos se producen por la transición de electrones orbitales desde las capas externas a las internas. Dado que la energía de ligadura de los electrones es distinta para cada elemento, los rayos X característicos producidos en diversos elementos también lo serán. Este tipo de radiación X se denomina característica, porque es propia o característica del elemento utilizado como blanco. La energía efectiva de estos rayos X aumenta con el número atómico Z del blanco y sus valores de Figura 2.10 Los rayos X característicos se energía son fijos, bien determinados, iguales a las producen después de la ionización de un diferencias entre las energías de ligaduras de las electrón de los niveles más internos del órbitas entre los que se produce el salto y por eso se átomo. La figura muestra el caso cuando el plantea que poseen un espectro discreto de energía o a electrón extraído es el K. rayas. A los rayos X característicos que se originan al ser ionizado el electrón de la capa K y son el resultado del salto de los electrones de las capas más externas L, M, N, ... a la K, y se les denomina rayos X-K. De igual manera si el átomo es ionizado en la capa L, al conjunto de rayos X que se producen al saltar los electrones de las capas más externas, M, N, O,... a la capa L se denominan rayos X-L y como son el resultado de la transición entre niveles de menos energía tendrán una energía considerablemente inferior a los rayos X tipo K. En el caso específico del wolframio se pueden producir rayos X característicos incluso de la capa O, pero ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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solamente tienen interés diagnóstico los rayos X-K, pues todos los demás tienen energías muy bajas. Los rayos X característicos del tipo K tiene una energía eficaz de 69 keV. Los tipo L y restantes tienen tan poca energía que solo son capaces de penetrar unos pocos centímetros en el tejido blando y por lo tanto, son inútiles para los efectos diagnósticos. La energía eficaz aumenta, a medida que aumenta el número atómico del elemento blanco. b) Interacciones con los núcleos de los átomos del blanco. Esta interacción es la causante de la formación de los rayos X de frenado, denominada también bremsstrahlung (que en alemán quiere decir frenar o reducir velocidad). Ya vimos que la producción de calor y radiación característica se produce por la interacción de los electrones del átomo blanco y los electrones proyectiles. Un tercer tipo de interacción, mediante la cual el electrón puede perder su energía cinética, es la que se produce con el núcleo del átomo. Si el electrón proyectil logra evitar a los electrones orbitales y se aproxima lo suficiente al núcleo del átomo como para caer bajo su influencia, como tienen carga opuesta, la atracción electrostática entre ellos provoca que el electrón quede brevemente en órbita, desvía su curso y como consecuencia modifica su dirección de movimiento y reduce su velocidad. Al electrón frenarse pierde energía cinética, que aparece como radiación electromagnética o un fotón de rayos X. Entonces podemos considerar que la radiación de frenado o bremsstrahlug, se origina del frenado de los electrones proyectiles, debido a la atracción que experimentan por los núcleos de los átomos del blanco. El espectro de frenado de los rayos X es un espectro continuo, es decir, puede tomar cualquier valor en un rango dado. Lo cual ocurre por varios motivos: el primero es que el electrón puede perder cualquier cantidad de energía cinética, en dependencia de cuan cerca pase del núcleo, desde cero para el caso en que pase muy alejado del mismo y hasta el total de la energía que posee, cuando ocurre un choque frontal con el Figura 2.11 Formación de la radiación de núcleo y es detenido completamente, figura 2.11. En segundo lugar no todos los electrones frenado. A la derecha, el electrón pierde toda su energía en un choque frontal. Mientras acelerados desde el cátodo hasta el ánodo tienen la que, en el diagrama de la izquierda, la máxima energía cinética, pues dependiendo del tipo pérdida de energía es solo una parte de la que de rectificación y del circuito de alta tensión, posee el electrón. muchos de los electrones pueden tener energías muy bajas cuando llegan al blanco y ello puede producir únicamente rayos X de baja energía y por último, el blanco de un tubo de rayos X de diagnóstico moderno es relativamente grueso y en consecuencia muchos de los rayos X de frenado emitidos, se deben a interacciones múltiples de los electrones proyectil que tendrán menos energía en cada interacción sucesiva. Como resultado los fotones o rayos X producidos pueden tener energías que van desde cero hasta la máxima energía que pueden alcanzar para la diferencia de potencial dada. Por ejemplo, si la diferencia de potencial máxima es de 100 kVp, la energía de los fotones de rayos X estarán entre 0 y 100 keV. Observe que el valor de la energía máxima que pueden tener los rayos X en keV, coincide con el valor numérico de kVp (tensión de pico o máxima) aplicado, de acuerdo a la definición de la unidad de energía el electrón volt. ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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Como los eventos, en los que los electrones que poseen la máxima energía, la cedan completamente por una colisión son muy raros, habrán solo unos pocos rayos X de máxima energía, que son los que dan el valor final al espectro continuo. La gran mayoría de los rayos X emitidos, son de una energía media de aproximadamente igual a la tercera parte de la energía fotónica máxima. Los fotones de muy baja energía, no contribuyen a la formación de la imagen, pues si alcanzan la piel del paciente, solo logran penetrar unos pocos milímetros antes de ser absorbidos y tienen un efecto perjudicial, pues contribuyen a elevar la dosis en piel y deberán ser eliminados mediante filtros metálicos que se colocan a la salida del haz de radiaciones del equipo de rayos X. En general podemos plantear que casi todos los rayos X de interés diagnóstico son rayos X de frenado. A 100 kVp sólo el 15 % del haz de rayos X, procede de la radiación característica. 2.3.2 Espectro de emisión de rayos X. El conocimiento de los espectros de emisión de los rayos X es fundamental para describir la salida de un tubo de rayos X o caracterizarla, pues del mismo puede conocerse la cantidad total de rayos X que genera la máquina o su intensidad, su energía media efectiva y así conocer su capacidad de penetración, etc. Si se pudiera determinar la energía de cada uno de los fotones que componen un haz de rayos X y graficamos el número relativo de fotones de determinada energía, en función de la energía obtendríamos lo que se conoce como espectro de emisión de rayos X. Existen instrumentos que nos permiten realizar esta tarea y con estos medios se han podido medir los espectros de emisión en las máquinas generadoras de rayos X. El espectro de emisión de un tubo de rayos X será la suma de los rayos X característicos y los de frenado. - Espectro de emisión de rayos X característicos. Los rayos X característicos tienen valores de energía fijos o discretos, iguales a la diferencia entre las energías de ligadura de los electrones de las órbitas entre las que ocurre el salto electrónico, para un elemento dado. Como cada elemento tiene sus energías de ligaduras diferentes, cada uno tendrá rayos X característicos de valores propios. Los rayos X característicos, tienen valores fijos o discretos de energías, y forman lo que se conoce como espectro de emisión discreto o a rayas como también se denominan. El wolframio, elemento que se utiliza como material del ánodo, tiene 15 valores de energía distintos y siempre los mismos 15 valores. Esto se muestra en la figura 2.12. Las líneas más altas Figura 2.12 Espectro de rayos X característicos para el representan los rayos X-K y las restantes líneas más bajas, se corresponden a las wolframio. Contiene 15 valores de energía diferentes. emisiones características de capas más externas como la L, M, etc. Esta altura mayor de los rayos X-K se debe a que su intensidad relativa es mayor que la de los restantes rayos X emitidos desde las capas más externas. Los rayos X-K son los únicos rayos X característicos con suficiente energía para resultar de utilidad en radiología. Aunque los rayos X-K son cinco, se representan como uno solo de energía efectiva igual a 69 keV. - Espectro de rayos X de frenado. Las energías de los fotones de frenado oscilan entre cero y la energía máxima de los electrones proyectiles, numéricamente igual a la tensión pico de ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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operación (kVp) pero expresada en unidades de energía, keV. Por ejemplo, si el tubo de rayos X opera a 70 kVp, se emiten fotones de frenado entre 0 y 70 keV. En la figura 2.13 se muestra un espectro típico de frenado. Este espectro es continuo y su forma es la misma para todos los aparatos de rayos X. La mayoría de los fotones emitidos son de aproximadamente un tercio de la energía máxima. Ya mencionamos los factores por los cuales el espectro de frenado es continuo, estos mismos factores son los que definen su forma, puesto que de ellos dependen la cantidad relativa de rayos de cada energía presentes en el espectro. En la figura 2.14 se muestra el espectro total, que resulta de la salida de un aparato de rayos X para el wolframio como material del blanco y que será igual a la suma del espectro continuo de frenado y del espectro discreto de los rayos X característicos. El espectro de los rayos X característicos se representa como una sola línea de energía igual a la energía eficaz que para el caso del wolframio es de 69 keV, única de interés en radiología. La forma general del espectro de emisión de rayos X es siempre la misma y solo puede cambiar su posición relativa a lo largo del eje de energía. Como vemos el número de fotones por unidad de energía, es mínimo para la energía máxima del haz, porque los eventos donde se producen la máxima pérdida de energía de los electrones son eventos muy raros. Por debajo de este punto, se incrementa el número de fotones al disminuir la energía y su máximo ocurre en aproximadamente un tercio de la energía máxima. El número de fotones comienza a disminuir nuevamente a partir de este punto, al reducirse la energía, lo que se debe a la filtración que produce el material del tubo de rayos X y a otros materiales adicionales interpuestos en el haz, que se denomina filtración añadida y que elimina preferentemente los fotones de bajas energías.

Figura 2.13 Espectro de emisión de rayos X de frenado. Va desde cero hasta la energía máxima de los electrones proyectil. El número máximo de rayos X se corresponde con aproximadamente un tercio de la energía máxima.

Figura 2.14 Espectro total de emisión de rayos X, igual a la suma del característico y el de frenado. Los rayos X característicos tipo K se representan por una sola línea de energía efectiva igual a 69 keV.

Cuanto más se encuentre el espectro hacia la derecha mayor será la energía eficaz del haz o calidad del mismo. También podemos señalar, que el área bajo la curva del espectro nos da el número total de fotones emitidos, entonces mientras mayor sea esta área, mayor será la intensidad o cantidad de fotones del haz. Los factores que influyen en el tamaño del espectro (cantidad de fotones) y la posición relativa (calidad) del mismo son: 1) corriente de tubo, que es igual al número de electrones que se desplaza del cátodo al ánodo en cada segundo y se da en mA 2) tensión de pico (kVp) aplicada entre el cátodo y el ánodo 3) filtración añadida 4) material del blanco y 5) forma de la onda del alto voltaje aplicado. De estos factores el único que influye solo en la cantidad o

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altura del espectro es la corriente de tubo, mientras que todos los restantes influyen tanto en la cantidad como en la calidad del haz. 2.3.3 Factores que influyen en la cantidad de la radiación. La intensidad, cantidad de rayos o de fotones se usa para dar la salida de un equipo de rayos X y es igual a al número de fotones o rayos X del haz útil. La intensidad de salida de un sistema de rayos X se mide en roentgen (R) o miliroentgen (mR) y se denomina exposición o cantidad de rayos X. De esta manera, ambos términos intensidad y cantidad tienen igual significado. Esta unidad pertenece a la magnitud física denominada exposición de la radiación y representa su capacidad de ionización en aire, por lo que se expresa en coulomb por kilogramo (C/kg). El roentgen es una medida del número de pares de iones producidos en aire por la cantidad de rayos X y esta ionización se incrementa al aumentar el número de rayos X en el haz. Los factores que afectan la cantidad de rayos X o la intensidad son: a) los mAs, b) el kVp, c) la distancia y d) la filtración. a) mAs. El producto de la corriente del tubo de rayos X (en mA) y el tiempo de exposición (en s) nos da la carga electrostática total por exposición, que a su vez, es también proporcional a la cantidad o intensidad de los rayos X. Nos referiremos a este factor como mAs. La cantidad de rayos X o fotones influirá de manera directa en la densidad óptica (DO) de la radiografía, que podemos definir de manera aproximada, como el grado de ennegrecimiento de la misma y por consiguiente en su contraste, que es una de las características más importante de la calidad de una radiografía. La cantidad de rayos X es proporcional a los mAs, que como vimos es una medida de la cantidad total de electrones que viajan del cátodo al ánodo: mAs = mC/s x s = mC o número total de electrones por exposición. Si esta se duplica, también lo hará la cantidad de electrones que chocan con el blanco y el número de rayos X emitidos se duplicará. Podemos expresarlo matemáticamente como: I mAs = 2.14 I mAs I1, I2 son las intensidades de la radiación a mAs1 y mAs2 respectivamente. Ejemplo 7. Una técnica radiográfica requiere de 75 kVp y 50 mAs. El resultado es una exposición al paciente de 250 mR. Determine: ¿Exposición que resultará si se reducen los mAs a 40 mAs? ¿Cuántos electrones interactúan con el blanco para la primera situación? ¿Cuántos fotones de rayos X se producirán aproximadamente? y ¿Dosis absorbida en Gy en el tejido del paciente? Como la cantidad de rayos X es proporcional a los mAs, tendremos. x 40 mAs a) de donde: x = 200 mR = 250 mR 50 mAs b) 50 mAs = 50 mC.s/s = 50 mC y conociendo que 1 C = 6,3x1018 electrones, tenemos que: 50 mC = 315 x1015 electrones = 3,15x1017 electrones interactuarán con el blanco c) Conocemos que aproximadamente el 1% del total de interacciones de los electrones producen rayos X, por lo que se formarán aproximadamente: 0,01 x 3,15x1017 = 3,15x1015 fotones o rayos X

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d) Podemos calcularla con la expresión que relaciona la dosis absorbida en tejido con la exposición. Si la dosis absorbida se expresa en rad y la exposición en R: D = 0,94 X = 0,94 (0.2) = 0.188 rad y como sabemos que 1 Gy = 100 rad, D = 1,88 mGy aproximadamente b) kVP. La cantidad de rayos X cambia rápidamente con el kVp. El cambio ocurre por el cuadrado del factor de aumento del kVp. Por ejemplo, si el kilovotaje se incrementa 2 veces la cantidad de rayos X aumenta cuatro veces (22), si varía 1,5 veces, la intensidad se incrementa en 1,52= 2,25 veces. Esto se expresa como: I kVST = 2.15 I kVSU donde I1, I2 son las intensidades de los rayos X a kVp1 y kVp2 respectivamente. Teóricamente, si queremos duplicar el número de rayos X o fotones solamente por la manipulación de la tensión debemos tener: kVST = 1.41 y se cumple que I ≈ 2I kVSU o sea que debemos incrementar los kVp en un 41 % aproximadamente según la expresión anterior para duplicar el número de fotones, pero en la práctica esto no funciona, pues basta con solo un 15 % de incremento en la tensión. Esto en la práctica sucede debido a que cuando se incrementa el kVp, también se incrementa el poder de penetración de la radiación, y se reduce el número de interacciones, por lo que el haz resulta menos absorbido por los tejidos, por cuanto aumenta el número de rayos que alcanza el paciente sin interaccionar con el tejido y sin transmitir información a la película. c) Distancia. La cantidad varía con el cuadrado del inverso de la distancia del blanco del tubo de rayos X. Matemáticamente se expresa como: I d = 2.16 I d donde I1, I2 son las intensidades de la radiación a la distancia d1 y d2 respectivamente. Según esta dependencia, la cantidad de rayos X es inversamente proporcional al cuadrado de la distancia, por lo que si la distancia de tratamiento se duplica, la intensidad de la radiación disminuye a la cuarta parte, y a la inversa, cuando la distancia disminuye a la mitad, la intensidad aumenta por un factor de cuatro. Si la distancia a la que se toma la radiografía se incrementa, para mantener sin cambios la densidad óptica (DO), debemos incrementar los mAs en una cantidad igual al factor de aumento en la distancia, o sea si la distancia de la fuente a la imagen (DFI) se incrementa de d1 a d2, o sea d2 >d1, los mAs deben ser incrementados en un factor (d2/d1)2, igual al factor en que se incrementa la distancia al cuadrado, para mantener constante la densidad óptica (DO) y por consiguiente la calidad radiográfica. De igual manera, si la distancia se reduce, los mAs se reducirán en un factor igual al cuadrado del factor de reducción de la distancia. Ejemplo 8. La exposición con un tubo de rayos X que funciona a 100 kVp y 100 mAs es de 400 mR a 100 cm. ¿Cuál será la exposición a 150 cm? ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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d X d = de donde X = X X Y X d d X1= (400 mR) (100/150)2 = 177.8 mR Ejemplo 9. Un equipo de rayos X trabaja a una distancia fuente imagen d1 = 100 cm, lo que resulta en una exposición de 10 mR, con 80 kVp y 5 mAs (I1). Si ahora necesitamos trabajar a una distancia de 120 cm. ¿Cuál será el valor de mAs (I2) que se debe aplicar para que la calidad radiográfica no varíe, si mantenemos constantes los otros parámetros? Para lograr que la calidad radiográfica se mantenga igual, debemos lograr que la DO se mantenga constante. Debemos aumentar los mAs en el mismo factor en que aumenta la distancia igual a: (120/100)2= 1.44 aproximadamente y los mAs deben ser incrementados en este mismo factor, quedando: mAs x 1.44= 7.2 mAs d) Filtración. Los filtros en el equipo de rayos X se utilizan con dos propósitos: a) reducir la dosis al paciente, pues eliminan preferentemente los rayos X o fotones de bajas energías cuyo efecto es solo el de incrementar la dosis en el paciente, pues son absorbidos por el tejido superficial sin lograr alcanzar el receptor y b) el de lograr radiografías con densidad óptica uniforme en el caso de estructuras a radiografiar con grandes variaciones de grosor y composición de los tejidos. La filtración en el equipo de rayos X puede ser de tres tipos: inherente, añadida y de compensación. - Filtración inherente. Es la propia del equipo, proviene del pequeño espesor del tubo de vidrio por donde emerge el haz útil de rayos X y que este tiene que atravesar para salir al exterior, esta zona es denominada ventana y se construye muy fina para que la filtración sea lo menor posible. La filtración inherente de un tubo de rayos X normal equivale aproximadamente a 0,5 mm Al y no puede Figura 2.15 Espectro total de emisión de rayos X, igual ser evitada. a la suma del característico y el de frenado, donde se - Filtración añadida. Es aquella que se agrega con el propósito de eliminar fotones muestran los fotones eliminados por la filtración. de baja energía y generalmente se construye de aluminio y se coloca al paso del haz con este fin. En virtud de la atenuación preferente de los rayos de bajas energías, el espectro de emisión de rayos X se desplaza hacia la zona de mayor energía y se origina un haz de mayor energía eficaz y por consiguiente con mayor calidad y poder de penetración. La filtración añadida equivale en total a 2-3 mm Al. El efecto de la filtración en el espectro de emisión se puede observar en la figura 2.15. - Filtración de compensación. Su función es la de obtener radiografías de densidad óptica ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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uniforme, ya que se deben examinar partes el cuerpo con grandes variaciones de grosor o composición de los tejidos. Estos filtros son conocidos como de filtros de compensación, pues logran compensar las diferencias de radiopacidad del paciente. Pueden ser fabricados de muchas formas y tamaños y casi siempre son de aluminio, aunque existen también de plástico. Entre los más comunes están los filtros en cuña y los de paso, etc. En la tabla 1.1 damos un resumen de los factores que afectan la cantidad del haz de rayos X. Tabla 2.1 Factores que afectan la cantidad de los rayos X y la DO radiográfica. Incremento Cantidad de rayos X DO radiográfica mAs Aumenta proporcionalmente Aumenta kVp Aumenta según (kVp2/kVp1)2 Aumenta Se reduce Distancia Disminuye según (d1/d2)2 Filtración Se reduce Se reduce

2.3.4 Factores que influyen en la calidad de la radiación. La calidad de la radiación es la capacidad de penetración del haz de rayos X. La penetrabilidad de los rayos X se relaciona con la capacidad del mismo de pasar a través de un espesor de tejido humano. Esta es la característica que lo hace útil en la obtención de una imagen médica. La penetración es la fracción de la radiación que logra pasar a través de un espesor de material dado y por lo tanto es el inverso de la atenuación, ya que esta se define como la fracción del haz que es eliminada del mismo como resultado de atravesar un cierto espesor de material. La capacidad de penetración del haz se incrementa con la energía, pero también depende del número atómico del material, su densidad y espesor del objeto. Cuando la energía del haz aumenta, también se incrementa su capacidad de penetrar más profundamente en los tejidos y por consiguiente su calidad. De los rayos X muy penetrantes, decimos que son de gran calidad o “duros” y de aquellos que son poco penetrantes se dice que son de poca calidad o “blandos”. En el equipo de rayos X los factores que afectan la calidad de los rayos X son el kVp y la filtración. 1) kVp. Los rayos X serán más penetrantes para mayor kVp y por lo tanto de mayor calidad. La CHR (capa hemireductora) también será mayor, pues ahora, como el haz es más penetrante se necesitará mayor cantidad de material absorbente para atenuarlo a la mitad de su intensidad inicial. 2) Filtración. Como el haz de rayos X está compuesto por rayos o fotones de diferentes energías, unos penetrarán más profundamente que otros. Esta absorción selectiva de los fotones del haz es lo que se conoce como filtración. Como sabemos, el coeficiente de atenuación para un material determinado depende de la energía del haz. Su valor para energías por debajo de los 10 keV es muy grande, por lo que fotones con estas energías prácticamente son incapaces de penetrar los tejidos blandos, pues la probabilidad de efecto fotoeléctrico es muy grande y son rápidamente absorbidos. A medida que la energía aumenta su capacidad de penetración se incrementa rápidamente. Todo esto significa que en un haz de rayos X, existe una gran proporción de fotones o rayos que lo componen que no contribuyen a la formación de la imagen, y solo ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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incrementarán la exposición del paciente o sea que el tejido filtra las energías de rayos X bajas. La solución a este problema consiste en colocar filtros en los equipos de rayos X para eliminar esta radiación de baja energía, generalmente para esto se utilizan filtros de aluminio. Como vimos esta filtración cambia la forma del espectro de emisión, pues elimina preferentemente los fotones de baja energía y corre hacia valores mayores la energía efectiva del haz de rayos X, incrementando su CHR y por lo tanto su calidad, lo que denominamos endurecimiento del haz. Tabla 2.2 Factores que afectan la calidad de los rayos X y la DO radiográfica. Incremento de Efecto en la Calidad de los rayos X DO radiográfica mAs Ninguno Ninguno kVp Aumenta Aumenta Distancia Ninguno Ninguno Filtración Se reduce Se reduce

2.4 El aparato de rayos X. A diferencia de las emisiones gamma, que son emitidas espontáneamente por las sustancias radiactivas, los rayos X deben ser producidos artificialmente mediante una instalación y dispositivos apropiados. Los rayos X se producen mediante el bombardeo de cualquier sustancia con electrones de alta velocidad, transformando la energía cinética que poseen en energía electromagnética de la radiación. Esta conversión en el aparato de rayos X se realiza dentro del tubo de rayos X. La cantidad y calidad de los rayos X producidos, se controla a través del ajuste de las cantidades eléctricas kV y mA y del tiempo de exposición aplicado al tubo. Normalmente, estas unidades funcionan a kilovoltajes comprendidos entre 25 y 150 kVp y con intensidades de corriente de tubo de 100 a 1 200 mA. Partes del aparato de rayos X. Un sistema de rayos X, es el conjunto de todos aquellos medios y dispositivos que nos permiten obtener la imagen radiográfica y pueden variar de un tipo a otro, según sean los objetivos para el cual ha sido diseñado. Independientemente del tipo, todos poseen algunos elementos básicos comunes como son: la unidad de rayos X, la mesa radiográfica, el sistema de control de emisión, etc. La mesa radiográfica juega un papel fundamental en la obtención de la imagen y debe cumplir con una serie de exigencias como son: debe tener un grosor uniforme, ser lo más radio lúcida posible para el espectro de los rayos X, lo suficientemente fuerte como para sostener sin problemas a pacientes de peso elevado y absorber poca radiación para que de esta forma, los rayos X pueden atravesar el material de la mesa e impresionar la película radiológica. En la actualidad se utiliza la fibra de carbono para su construcción, pues posee las propiedades antes mencionadas. Todas las unidades de rayos X, sea cual sea su diseño y el uso para el cual esté destinada, cuentan con tres partes principales que son: 1) sistema de control de emisión, 2) generador de alta tensión y 3) generador de rayos X, ver figura 2.16. A excepción de los aparatos de rayos X móviles, donde sus componentes forman un todo único, la mayoría de estos equipos tienen algunas de sus partes en lugares separados: el tubo de rayos X en la sala de examen, la consola del operador desde la cual se controla los parámetros que definen el haz, en un local aparte con protección contra la radiación para el operador mediante una barrera protectora diseñada contra la radiación. Esta barrera protectora ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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debe tener una ventana de vidrio plomado que le permita visualizar el paciente durante el examen. En la figura 2.16 se observa un diagrama de bloques del equipo de rayos X muy simplificado, donde se puede ver cada una de las partes que lo componen sin mostrar los detalles de las mismas.

Figura 2.16 Esquema de bloques muy simplificado de un aparato de rayos X donde se observan las tras parte componentes: 1) sistema de control de emisión, 2) generador de alto voltaje y 3) tubo de rayos X.

1) Sistema de control de emisión Esta es la parte de la unidad de rayos X cuya función es la de controlar los parámetros que definen el haz, como son su calidad y cantidad. Esta parte del aparato de rayos X está conformada por: la consola de control, el compensador de línea y el autotransformador. - Consola de control. Es la parte del sistema de control de emisión, mediante la cual el operador controla los parámetros que influyen en las características del haz. Se ubica en un área separada de la sala de rayos y es quizá, la parte más familiar al técnico radiólogo. Algunos de los controles básicos de que dispone el técnico en la consola son: encendido-apagado de la unidad, selección de mA, selección de tiempo de exposición, selección de kVp, interruptor de exposición, etc, además de los medios de medición que indican las magnitudes como los mA, tiempo de exposición y kVp. En la actualidad sus diseños varían grandemente, pues muchas consolas de operador modernas se basan en tecnología computarizada y muchas de las propiedades del panel de control son automáticas, a pesar de lo cual el técnico radiólogo ha de conocer perfectamente su significado y su utilización apropiada. Mediante los mA que circulan por el tubo y el tiempo de exposición el técnico puede controlar la cantidad de rayos o fotones de rayos X que se emiten, mientras que los kVp permiten variar la energía del haz y por lo tanto su capacidad de penetración. Los medidores le permitirán comprobar que el haz posea las características de intensidad y calidad apropiadas para el examen a realizar. Todos los circuitos eléctricos que conectan los medidores y controles localizados en la consola del operador están a baja tensión, de forma que se reduce la posibilidad de descargas peligrosas. La cantidad y calidad de los rayos X producidos, se controla a través del ajuste de las cantidades eléctricas kV, mA y del tiempo de exposición aplicado al tubo. La cantidad de rayos X que llega al receptor, estará relacionado directamente con la corriente que pasa por el tubo de ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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rayos X y por el tiempo durante el cual el tubo se encuentra trabajando o recibiendo energía. A este tiempo lo denominamos tiempo de exposición. Es por esta razón que el control del tiempo de exposición es muy importante para lograr radiografías de calidad. Este control se realizará mediante los denominados cronómetros de exposición. - Compensador de línea. Casi todos los aparatos de rayos X están diseñados de modo que funcionen con una fuente de alimentación de 220 V. Es esencial que la unidad de rayos X sea independiente de las variaciones de voltaje de la línea, pues variaciones en el voltaje de alimentación de la unidad nos producirá alteraciones en las características de los rayos X producidos, lo que se reflejará en la calidad de la radiografía. Lamentablemente la electricidad que nos suministra las plantas generadoras tiene variaciones. Para lograr una tensión con la estabilidad necesaria en la generación de los rayos X se utiliza un compensador de línea. En casi todas las unidades de rayos X actuales, la compensación de línea se realiza de forma automática. El compensador está conectado al autotransformador que será el que suministra la potencia necesaria para el trabajo de la unidad de rayos X. - Autotransformador. Es el encargado de suministrar una tensión exacta al circuito del filamento y al circuito de alta tensión de rayos X. Como ya sabemos, la alta tensión del tubo de rayos X debe ser controlada y variada por el operador para modificar las características del haz de rayos X obtenido. Esto se hace suministrando al transformador de alta tensión, una tensión variable que se obtiene del autotransformador, pues es más fácil y seguro, modificar una tensión baja y aumentarla, que elevar una tensión baja hasta el nivel de los kilovolt y después modificar su magnitud. El autotransformador funciona según el principio de la inducción electromagnética y está formado por un único enrollado y un núcleo, a diferencia de los restantes transformadores. Con la tensión obtenida del secundario se alimenta el transformador de alto voltaje y el del filamento. 2) Generador de alta tensión. El generador de alta tensión de una máquina de rayos X se encarga de convertir la baja tensión que suministran las compañías eléctricas en un kilovoltaje de la forma de onda apropiada. Las funciones del generador son:
Incrementar el voltaje a kV
Convertir la CA en CD (rectificación)
Cambiar la forma de la onda El generador de alto voltaje posee dos partes: a) transformador de alta tensión, cuya función es obtener el kV a partir de la tensión de la línea y b) rectificadores, que son los responsables de de convertir la corriente alterna (CA) en directa (CD) y darle la forma apropiada a la onda. a) Transformador de alta tensión. Es un transformador del tipo elevador, por lo que el voltaje secundario es mayor que el primario y por lo tanto el número de vueltas en el secundario también es superior al número de vueltas del primario. El aumento de tensión es proporcional a la relación de espiras de acuerdo con la ley del transformador, y la corriente se reduce proporcionalmente. La relación de espiras de un transformador de alta tensión suele oscilar entre 500:1 y 1.000:1. Las formas de onda de tensión en ambos lados de un transformador de alta tensión son también sinusoidales, ver figura 2.19. Ambas poseen la misma forma y la única diferencia entre la onda primaria y secundaria es su amplitud. La tensión primaria se mide en volt y la secundaria en kilovolt. ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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Figura 2.17 Funciones del generador de alto voltaje.

b) Rectificadores. Los tubos de rayos X deben recibir corriente continua, de modo que el flujo de electrones siempre sea del cátodo al ánodo. Si aplicamos directamente el voltaje obtenido del transformador de alta tensión al tubo de rayos X, existirá un voltaje inverso aplicado al mismo durante la mitad de la duración del pulso. Por esta razón, es necesario rectificar la tensión secundaria del transformador de alta tensión.

Figura 2.18 La forma de la onda sin rectificar antes y después del transformador de alto voltaje es la misma, solo se diferencian en su amplitud.

En la figura 2.18 se representa la tensión no rectificada que se obtiene en el lado secundario del transformador de alta tensión. La tensión del tubo durante la mitad negativa del ciclo se conoce como tensión inversa. Mediante la rectificación se eliminará la tensión inversa del tubo, pues se mantiene la tensión constante entre el ánodo positivo y el cátodo negativo durante el tiempo de exposición. Existen dos tipos de rectificación que son: de media onda y de onda completa. Tipos de alimentación. Hasta ahora la alimentación de la tensión que hemos tratado es la monofásica y las unidades que la utilizan se denominan de una sola fase. La desventaja de la alimentación monofásica es que el kV aplicado al tubo varía constantemente, por lo que tanto la cantidad como la calidad del haz cambiarán constantemente con el tiempo a través del ciclo y la emisión de rayos X será pulsátil. De esta manera el espectro de emisión de rayos X del aparato, será un espectro promedio de todos los espectros instantáneos. Los rayos X producidos cuando la forma de onda de tensión monofásica posee un valor próximo a cero, carecen de interés diagnóstico, ya que la energía es demasiado baja y, por tanto, su capacidad de penetración es escasa. Podemos distinguir tres tipos de valores de kV asociados con la alimentación monofásica: el kVi que será el valor instantáneo de tensión que determinará la producción de rayos X en un instante dado de tiempo, el kVp valor de tensión máximo que alcanza la tensión ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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monofásica aplicada y que es definido por el operador y el kVe tensión efectiva que refleja el hecho de que el voltaje varía con el tiempo y cuyo valor será aproximadamente el 70 % del kVP. Algunos equipos de rayos X producen un kV constante, en cuyo caso los tres valores kVi, kVP y kVe son iguales. También los mA que circulan por el tubo para la alimentación monofásica variará significativamente durante un ciclo de voltaje y el efecto es que la exposición es liberada mediante una serie de pulsos sobre el receptor y existen periodos de tiempo entre los pulsos durante los cuales no se libera una exposición significativa. Esto significa, que el tiempo de exposición debe ser mayor para las unidades de una sola fase, que para aquellas en las que se pueden obtener un potencial constante en el tubo de rayos X. Una forma de obtener un voltaje relativamente constante dentro del tubo de rayos X, es utilizando la alimentación trifásica La alimentación trifásica es más eficaz para producir rayos X que monofásica. En la figura 2.19 pueden verse las formas de onda de tensión correspondientes a alimentación monofásica, trifásica y trifásica rectificada en onda completa de seis pulsos. Con la alimentación trifásica, se superponen numerosas ondas de tensión para obtener una forma de onda que mantiene la tensión casi constante. Con este tipo de alimentación se producen seis pulsos y hasta doce pulsos por cada 1/60 de segundo, en comparación con los dos pulsos característicos de la rectificación en media onda. Con potencia trifásica, la tensión que alimenta al tubo de rayos X es casi constante y nunca se anula durante la exposición.

Figura 2.19 En la imagen se muestran las formas de onda de tensión de la alimentación monofásica, trifásica y trifásica rectificada de onda completa de seis pulsos.

Figura 2.20 Formas de onda de tensión resultantes de diversas fuentes de alimentación eléctrica.

Actualmente lo que se usa la alta frecuencia, que reporta grandes ventajas pues da como resultado una mejor calidad de imagen con una dosis menor recibida por el paciente. Este método es usado para obtener kV relativamente constantes y consiste en convertir la frecuencia de 60 Hz de alimentación de tensión, que es relativamente baja, en una mayor frecuencia antes de ser rectificada. La alimentación trifásica se eleva desde 60 Hz hasta un valor comprendido entre 500 y 25.000 Hz. Una de las ventajas del generador de alta frecuencia es su tamaño, lo que permite colocarlos en la estructura del tubo de rayos X y producir una forma de onda de tensión casi constante. Las máquinas de rayos X portátiles fueron las primeras en beneficiarse de esta tecnología. Rizado de tensión. Es otra manera de caracterizar las formas de las ondas y podemos definirlo como la variación del voltaje sobre el periodo de un ciclo respecto a su máximo en porciento. ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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La alimentación monofásica produce un rizado del 100%, ya que la tensión varía desde cero a su valor máximo. La alimentación trifásica de seis pulsos produce una tensión de alimentación con un rizado del 13%, aproximadamente, por lo que la alimentación que recibe el tubo de rayos X nunca cae por debajo del 87% del valor máximo. La potencia trifásica de doce pulsos produce una alimentación con un rizado del 4%, de forma que el tubo de rayos X recibe una alimentación que nunca desciende por debajo del 96% de su valor máximo. Los generadores de alta frecuencia poseen un rizado menor del 3% y, por tanto, ofrecen una cantidad y calidad máxima de rayos X, mejor aún que la que se asocia a la alimentación trifásica. En la figura 2.20 se muestra la forma de onda de tensión resultante de un tubo de rayos X por las diversas fuentes de alimentación mencionadas. También se ilustra el valor de rizado aproximado. El método más eficaz de producción de rayos X, se basa en lograr la forma de onda con el menor rizado posible. Del empleo de tensiones en los tubos de rayos X generadas con un bajo rizado se obtienen múltiples ventajas. La principal es la mejora en la cantidad y calidad de radiación, como resultado del suministro de una tensión más constante al tubo de rayos X, además se reduce el tiempo de exposición y la dosis al paciente. Con bajo rizado la cantidad de radiación es mayor, pues la eficiencia en la producción de rayos X mejora cuando el tubo de rayos X trabaja a tensiones más elevadas y también mejora la calidad de radiación porque existen menos electrones de baja energía que, al pasar del cátodo al ánodo, produzcan rayos X de baja energía. En consecuencia, la energía de rayos X media es mayor que en operación monofásica. 3) El generador de rayos X. Solo una pequeña fracción de la energía depositada en el tubo de rayos X es convertida en rayos X, típicamente menos del 1 %, y casi toda aparece en forma de calor. El tubo de rayos X es un convertidor de energía, recibe energía eléctrica y la transforma en otras dos formas: radiación y calor. El calor es un producto indeseable, de esta manera los tubos de rayos X se diseñan para hacer máxima la producción de rayos X y disipar el calor lo más rápida y eficientemente posible. El tubo de rayos X es la parte del equipo encargado de producir los rayos X. Es un dispositivo relativamente simple que contiene dos elementos: un cátodo y un ánodo y a través de él fluye una corriente de electrones del cátodo al ánodo. El tubo de rayos X está protegido por una cubierta protectora que es de gran importancia, pues cumple con varias funciones. Entonces consideraremos el generador de rayos X compuesto de dos partes: a) cubierta protectora y b) tubo de rayos X, a su vez el tubo de rayos X está compuesto por el cátodo y al ánodo. a) Cubierta protectora del tubo de rayos X. Como el tubo de rayos X está colocado dentro de una cubierta protectora, será un elemento muy pesado y necesita de una estructura sólida que le de soporte y permita al mismo tiempo moverlo con facilidad. Estas estructuras de soporte son de muy variados diseños. En algunas unidades de rayos X la cubierta protectora contiene aceite. El aceite actuará como aislante eléctrico y disipador de calor. La cubierta de protección del tubo de rayos X tiene varias funciones: - Proteger contra la radiación. Como la generación de los rayos X se produce en todas las direcciones, es necesario proteger contra la radiación que no se corresponde con la del haz útil, que es aquella que sale por una ventana en el tubo para ser utilizada con fines diagnósticos. Siempre alguna radiación logrará escapar a través de la cubierta protectora, denominada ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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radiación de fuga. El nivel de radiación de fuga permitido por una cubierta debe cumplir con las exigencias de las normas gubernamentales y debe ser inferior a 100 mR/h a 1 m de distancia en condiciones de operación máximas. - Protección contra choque eléctrico. Está diseñado para proteger contra posibles accidentes de choque eléctrico debido a los altos voltajes que maneja. - Protección mecánica. Sirve como soporte mecánico del tubo y lo protege contra posibles daños de una manipulación descuidada. b) El tubo de rayos X. Es un tubo al vacío que contiene dos electrodos, por lo que es un tipo especial de diodo de gran tamaño, con longitud de entre 30 a 50 cm y 20 cm de diámetro. La mayoría de los tubos de rayos X poseen envoltura de vidrio, aunque algunos tubos se fabrican con envolturas de metal o cerámica para determinadas aplicaciones. El vidrio utilizado como envoltura del tubo de rayos X es el cristal Pyrex, capaz de soportar altas temperaturas. Las funciones de la envoltura son proveer soporte mecánico y garantizar el aislamiento eléctrico entre el ánodo y el sistema del cátodo, además de permitir evacuar el aire completamente de su interior para permitir que los electrones fluyan del cátodo al ánodo libremente. La presencia de gas dentro del tubo no le permitiría a la corriente fluir libremente dentro del mismo, lo que puede interferir en la producción de los rayos X, pues disminuye el flujo de electrones reduciendo su eficiencia y puede llegar a fallar. En la figura 2.21 se muestra un tubo de rayos X de ánodo rotatorio. A medida que se usan los tubos de rayos X con envoltura de cristal, una parte del wolframio de los elementos interiores se evapora y recubre el interior de la envoltura. Esta situación altera el potencial eléctrico dentro del tubo, lo que puede provocar la formación de corrientes parásitas y la interacción con la envoltura de cristal, se pueden producir descargas o chispas y fallos de funcionamiento en el tubo. La ventaja de los tubos con envoltura metálica es que mantienen el potencial eléctrico constante entre los electrones de la corriente del tubo y la envoltura y son por lo tanto más duraderos y es menos probable que se averíen. Casi todos los actuales tubos de rayos X de alta potencia utilizan envolturas metálicas. El haz útil es aquella parte del haz que será utilizado con fines diagnóstico y emerge del tubo a través de la denominada ventana, ver figura 2.21. La ventana del tubo es una parte de la envoltura de cristal de aproximadamente 5 cm2 y de sección más fina que el resto de la envoltura de cristal a través de la cual se emite el haz útil de rayos X. El espesor más delgado de la ventana permite una máxima emisión de rayos X con absorción mínima por la envoltura de cristal.

Figura 2.21 Diagrama de un tubo de rayos X de ánodo rotatorio.

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Los componentes internos del tubo de rayos X son: el cátodo y el ánodo. El ánodo es el componente en el cual se produce la radiación, mientras que el cátodo además de ser la fuente de suministro de electrones, permitirá su correcto enfoque sobre el ánodo. b.1) Cátodo. Es el lado negativo del tubo de rayos X y tiene dos partes principales: filamento y copa de enfoque. - El filamento. Es una pequeña espiral de alambre conductor, de aproximadamente 2 mm de diámetro y de 1 a 2 cm de longitud, insertado en una base metálica denominada copa de enfoque. La corriente eléctrica que circula por el filamento lo calienta como en el caso de una bombilla ordinaria y como resultado del calentamiento, los electrones de la capa externa de los átomos del filamento pueden adquirir la energía suficiente para abandonar el átomo y salir fuera del filamento. Este fenómeno se conoce como emisión termoiónica. Esta corriente de calentamiento, no es la misma que fluye a través del tubo de rayos X que produce la radiación. Los filamentos son de wolframio con algo de torio. El wolframio se utiliza como material del filamento ya que produce una emisión termoiónica mayor que otros metales y posee un punto de fusión muy alto, de 3410 °C, por lo que no es probable que se funda como el filamento de una bombilla ordinaria y se vaporice con facilidad. Sin embargo, después de un uso continuado, el wolframio termina por vaporizarse y se deposita en los componentes internos, lo cual altera algunas de las características eléctricas del tubo y puede llegar a dañarlo. La adición de una cantidad comprendida entre el 1 y el 2 % de torio al filamento de wolframio eleva la eficacia de la emisión termoiónica y prolonga la vida del tubo. Casi todos los tubos de rayos X de diagnóstico tienen dos filamentos, uno grande y otro pequeño, asociados respectivamente a puntos focales grande y pequeño respectivamente. El punto focal grande se utiliza cuando se aplican técnicas que producen grandes cantidades de calor, mientras que el punto focal pequeño se utiliza cuando se requieren imágenes de alta resolución.

Figura 2.22 Cubierta metálica que rodea al filamento denominada copa de enfoque.

Figura 2.23 Dibujo superior: el flujo de electrones sin la copa de enfoque tiende a dispersarse. Dibujo inferior: se ve el efecto de la copa en el flujo de electrones.

- Copa de enfoque. El filamento está insertado en una base o cubierta metálica denominada copa de enfoque, mostrada en la figura 2.22. El haz de electrones tiende a dispersarse, como resultado de que los electrones son todos eléctricamente negativos, debido a la repulsión electrostática. La copa de enfoque se carga también negativamente, de forma que condensa el haz de electrones en un área pequeña del ánodo, según se aprecia en la figura 2.23.

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Los electrones emitidos desde el filamento, permanecerán momentáneamente en su proximidad antes de experimentar una aceleración hacia el ánodo. Como tienen cargas negativas, se repelen mutuamente y tienden a formar una nube alrededor del filamento. Tal nube de electrones, se denomina carga espacial, y dificulta la emisión subsiguiente de otros electrones por el filamento, a causa de la repulsión electrostática. Este fenómeno se conoce como efecto de la carga espacial. La relación entre la corriente del filamento y corriente del tubo depende de la Figura 2.24 La corriente del tubo de rayos X alcanza un valor máximo llamado corriente de saturación, para un tensión del tubo. Para una corriente de filamento dada I1 en ampere, figura 2.24, la valor dado de kVp. corriente del tubo de rayos X aumentará conforme se eleve el kVp hasta su valor máximo. Los incrementos posteriores de kVp no producirán un aumento de mA, puesto que se han usado ya todos los electrones disponibles. Este fenómeno se conoce por saturación de corriente. b.2) Ánodo. El ánodo es el lado positivo del tubo de rayos X. Existen dos tipos de ánodos: estacionarios y rotatorios. Los tubos de rayos X con ánodo estacionario se utilizan en aparatos de odontología, algunas máquinas portátiles y unidades destinadas a fines especiales que no requieren gran intensidad, ni potencia altas en el tubo. Los tubos de rayos X con fines generales utilizan el ánodo rotatorio, ya que deben ser capaces de producir haces de rayos X de alta intensidad en un tiempo breve. En la figura 2.25 se pueden ver dos ánodos típicos: el estacionario y el rotatorio. Ambos poseen una estructura de soporte y un blanco. En un tubo de rayos X, el ánodo cumple tres funciones: como conductor eléctrico, ofrece soporte mecánico al blanco y como radiador térmico. Una adecuada disipación térmica es uno de los principales problemas en el diseño de tubos de rayos X de alta capacidad. Los materiales más comúnmente utilizados en el ánodo son cobre, molibdeno y grafito. Blanco. El blanco es el área del ánodo con la Figura 2.25 A- Ánodo estacionario: el blanco está que colisionan los electrones procedentes del integrado en el ánodo. B- Ánodo rotatorio: el blanco cátodo. En los tubos de ánodo estacionario, el es el disco que gira. blanco es un área fija integrada al área del ánodo de cobre y formada por una aleación de wolframio, figura 2.25 A. En los ánodos de tubo rotatorio, el blanco es toda el área del disco giratorio que interacciona con los electrones, figura 2.25 B. El wolframio es el material idóneo para la composición del blanco por los tres motivos ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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siguientes: 1. Posee número atómico elevado. El wolframio posee Z=74 un número atómico relativamente alto, lo que le confiere mayor eficiencia en la producción de rayos X y permite obtener rayos X con energía más alta. 2. Muy buena conductividad térmica. Su conductividad térmica es casi igual a la del cobre, por lo que es un metal eficaz para disipar el calor producido. 3. Posee un alto punto de fusión. El wolframio tiene un punto de fusión elevado, alrededor de 3400 oC, por lo que puede soportar la alta intensidad de la corriente del tubo sin que se produzcan picaduras ni burbujas. Los tubos de rayos X para especialidades como la mamografía, poseen blancos constituidos principalmente por molibdeno o rodio, en virtud de su número atómico bajo y su también baja energía de rayos X de característica K. Las ventajas del tubo de rayos X con ánodo rotatorio sobre el estacionario, es que permite que el haz de electrones interaccione con un área mucho mayor del blanco y que, por tanto, el calentamiento del ánodo no se limite a un punto pequeño, como sucede en el tubo de ánodo estacionario y es posible obtener mayores corrientes del tubo y tiempos de exposición más cortos con el ánodo rotatorio. Si comparamos las áreas del blanco de tubos de rayos X clásicos con ánodo estacionario y rotatorio y puntos focales de 1 mm, tenemos que el tubo de ánodo rotatorio ofrece un área de interacción del haz de electrones unas 500 veces mayor que la del tubo de ánodo estacionario. La capacidad de calentamiento aún puede aumentarse más si se eleva la velocidad de rotación del ánodo. El ánodo rota dentro de la envoltura de cristal sin conexiones mecánicas con el exterior y es accionado por un motor de inducción electromagnético. El motor de inducción consta de dos partes principales separadas entre sí por la envoltura de cristal del tubo de rayos X. La situada por fuera de la envoltura de cristal, denominada estator y consiste en una serie de electroimanes espaciados por igual y situados alrededor del cuello del tubo. Dentro de la envoltura del tubo de rayos X se encuentra un eje de barras de cobre y hierro dulce fabricado en una masa denominado rotor. Los electroimanes del estator son alimentados secuencialmente, de modo que el campo magnético creado hace girar el eje del rotor al interaccionar con su enrollado. Esta interacción del campo magnético secuencial del estator con el enrollado del rotor, se produce por el mismo principio de trabajo del transformador o sea la inducción electromagnética y de acuerdo con la Ley de Lenz de las corrientes inducidas. Punto focal. El punto focal es el área del blanco sobre la que inciden los electrones y desde la que se emiten los rayos X. Mientras menor sea el punto focal mejor será la resolución espacial obtenida para la imagen radiográfica. En este caso el punto focal constituye la fuente real de la radiación. Una limitación en los tamaños del punto focal radica en que, cuando el tamaño del punto focal disminuye, el calentamiento del blanco se concentra en un área menor. Principio del foco lineal. Para conseguir un área grande de calentamiento y mantener al mismo tiempo un punto focal pequeño se angula el blanco. A este Figura 2.26 El principio del foco lineal diseño que consiste en angular el blanco se le conoce consiste en angular el ánodo. ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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como principio del foco lineal. Angulando el blanco, se consigue que el área de interacción con los electrones sea muy superior al área eficaz proyectada sobre el paciente, ver figura 2.26. Punto focal eficaz. El punto focal eficaz es el área del punto focal proyectado sobre el paciente o el receptor de imagen. El tamaño del punto focal eficaz es el valor que se maneja para identificar los puntos focales grandes o pequeños. La relación entre el tamaño del punto focal y el tamaño de su proyección (punto focal eficaz), está determinada por el ángulo del ánodo, pues cuanto menor es el ángulo del blanco, menor es también el tamaño del punto focal eficaz. El rango de los ángulos del ánodo está generalmente entre los 7 y 20 grados. La ventaja del principio del foco lineal es, que se obtienen las ventajas propias de un punto focal pequeño que mejora la borrosidad de la imagen y al mismo tiempo ofrece la capacidad térmica propia de un punto focal grande. Se fabrican ánodos con dos ángulos que tendrán por lo tanto dos puntos focales, lo que combinado con dos tamaños de filamento permite obtener resultados más flexibles en cuanto a tamaños de puntos focales. Efecto de talón. Es una consecuencia negativa del principio del foco lineal y provoca dos efectos: el primero, consiste en que la intensidad de la radiación en el lado del cátodo del haz de rayos X es mayor que en el lado del ánodo y el segundo consiste en el cambio de forma y tamaño del punto focal efectivo a través del campo de rayos X proyectado en el receptor de imagen. Los rayos X se emiten en todas direcciones y se producen a diferentes profundidades dentro del blanco. De este modo los rayos producidos hacia el lado del ánodo deben atravesar un mayor espesor del material del blanco antes de escapar del mismo, por lo que resultan más atenuados que los emitidos en la dirección del cátodo, imagen superior de la figura 2.27. El rayo central del haz útil es la línea imaginaria que divide el haz útil a la mitad. La variación de la intensidad es tal, que si asignamos el 100% a la Figura 2.27 Las consecuencias del efecto intensidad del rayo central, la intensidad en el lado talón son la disminución de la intensidad del cátodo puede llegar a ser del 120% y en el lado del haz útil en el lado del ánodo (figura superior) y el cambio de tamaño y forma del ánodo de sólo el 75%, es decir la variación total del punto focal efectivo a través del campo de la intensidad del haz útil puede ser de hasta un proyectado de rayos X (figura inferior) 45%, ver imagen superior de la figura 2.27. De este modo, como una consecuencia de la variación de la intensidad del haz útil, se debe colocar hacia el lado del cátodo del tubo de rayos X la parte más gruesa del paciente, para obtener una densidad radiográfica lo más uniforme posible en la película radiográfica. Otra consecuencia del efecto de talón es el valor cambiante en el tamaño y forma del punto focal. El punto focal eficaz es menor en el lado del ánodo del haz que en el del cátodo, ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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ver imagen inferior de la figura 2.27, de esta manera se obtienen imágenes con menor borrosidad del lado del ánodo que del lado del cátodo donde es mayor el punto focal efectivo. Los fabricantes de equipos para mamografía aprovechan esta propiedad mediante la angulación del tubo de rayos X, de manera que el punto focal menor coincida con la parte más gruesa del tejido de la pared torácica. 2.5 Principios físicos de formación de la imagen radiológica. Existen dos métodos básicos de obtención de la imagen a través del uso de los rayos X. El primero es lo que denominamos la radiografía convencional, que consiste en hacer pasar un haz de rayos X a través de la zona anatómica a estudiar del paciente y proyectar el haz que emerge sobre un receptor. El segundo es el usado en la Tomografía computarizada (TC), que se basa en el uso de una computadora para la reconstrucción de la imagen con los datos de atenuación obtenidos del haz emergente del paciente. En este tema nos centraremos en la formación de la imagen por el primer método, es decir, el usado en la radiografía convencional y la fluoroscopía, cuyo principio básico es el de la proyección del haz sobre un receptor de imagen. La formación de la imagen tendrá dos etapas, una primera donde se formarán las diferencias de intensidades en el haz emergente, que dependerá de la capacidad de penetración del haz y una segunda que está relacionada con las características de la película radiográfica y fuentes de dispersión presentes. En la primera etapa se forma el contraste del sujeto. La capacidad de penetración del haz de radiación es quien determina el contraste del sujeto, y a su vez la capacidad de penetración del haz, es determinado por las características físicas del objeto que será radiografiado, que denominaremos contraste físico del objeto (que depende de su composición química o Zef, densidad de masa y su espesor) y de la energía del haz de rayos X (que depende de kV y la filtración). En este primer paso de la obtención de la imagen, además de producirse la radiación que aporta información diagnóstica, se produce radiación que no aporta información clínica, la denominada radiación dispersa. Como resultado de la interacción de la radiación con la materia se produce su atenuación, que será el efecto combinado de absorción y dispersión de la misma. La dispersión es un efecto no deseado pues no aporta información útil. En esta primera etapa, donde se obtiene el contraste del sujeto, la imagen no es aún visible para el ojo humano, aunque ya toda la información está disponible. La película nos permitirá transferirla a un medio donde puede ser visualizada. La segunda etapa en la formación de la imagen radiográfica radica en las características de la película y las fuentes de dispersión presentes. Los factores de la película vendrán definidos por su curva característica, que quedará definida por el tipo de película que nos suministre el fabricante o su diseño y la calidad del procesamiento del revelado. El otro factor de importancia, la radiación dispersa, no puede ser eliminado pero se puede controlar hasta niveles aceptables mediante el uso de diferentes dispositivos, como los denominados restrictores del haz y las rejillas. Estos factores del sujeto y la película, junto con los denominados factores geométricos, determinarán la calidad de la imagen radiográfica final. 2.5.1 Formación del contraste de la imagen. Como ya dijimos antes, en radiología solo el efecto fotoeléctrico y Compton tienen importancia. La imagen radiográfica es producida por los rayos X que al atravesar el cuerpo interacciona en diferentes grados con el mismo e ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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impresionan la película, creando las zonas oscuras de alta densidad óptica y aquellos que no logran pasar, crean zonas brillantes de muy baja densidad óptica. Entre estas dos situaciones, existen todas las intermedias, donde el rayo X es absorbido o transmitido en diferentes proporciones creando los diferentes tonos de grises en relación con su intensidad. En el cuerpo humano hay estructuras que permiten muy bien el paso de los rayos X, mientras que otras, tienen características de muy alta absorción e impiden el paso en gran medida de la radiación. La imagen se forma solamente por los rayos que logran pasar con algún grado de intensidad y los que son absorbidos por efecto fotoeléctrico. Es por esta razón que se dice que el efecto fotoeléctrico aporta información de interés diagnóstico. La imagen radiográfica se formará en base a la diferencia entre los rayos X absorbidos y los no absorbidos y mientras mayor sea esta diferencia mejor calidad tendrá la imagen radiográfica. Absorción diferencial. Se le llama absorción diferencial a los diferentes grados de atenuación que producen los distintos tejidos debida a la absorción solamente, pues como sabemos, el fenómeno de atenuación es la contribución de dos procesos simultáneos: la absorción y la dispersión, pero de ellos, solamente la absorción aporta información diagnóstica. De este modo, estas diferencias de atenuación de los diferentes tejidos producidas por los diferentes grados de absorción presente en los mismos, es la que producirá el contraste de la imagen. Para la obtención de una radiografía de alta calidad, es preciso lograr la máxima absorción diferencial. Los factores que influyen en la absorción diferencial son: 1) la composición química del tejido, Zef del tejido, 2) espesor de la estructura, 3) la densidad de masa y 4) la energía del haz, kVp. Los tres primeros factores son los que afectan el contraste físico del objeto, mientras que todos ellos en su conjunto, son los que influyen en el contraste del sujeto y constituyen la primera etapa en la formación de la imagen. Una absorción diferencial máxima garantizará un máximo contraste del sujeto. Analizaremos estos factores dentro del marco de la formación del contraste del sujeto. La formación del contraste de la imagen, implica la transferencia de determinada característica del tejido, que constituye su contraste físico, en contraste de la imagen final. La formación de la imagen involucra la transformación de un tipo de contraste en otro: del contraste del objeto en contraste de la imagen. Para el caso de la película radiográfica, esta transferencia de un contraste a otro está formada por dos etapas: la primera, donde Figura 2.28 Etapas en la formación del contraste se transforma el contraste del objeto en radiográfico. contraste del sujeto y la segunda, donde el contraste del sujeto aún invisible se transforma en contraste de la imagen. La primera etapa está determinada por la penetración del haz, mientras que la segunda está determinada por las características de la película. ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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Entonces, tendremos tres tipos de contraste durante la formación de la imagen con rayos X: 1) contraste del objeto, 2) contraste del sujeto y 3) contraste de la imagen. La formación de la imagen visible, involucra la transformación de un tipo de contraste en otro. Lo cual se produce en dos etapas. En la figura 2.28 se muestra un esquema de las etapas de formación del contraste de la imagen radiográfica y cada uno de los factores involucrados en ellas. 1) Contraste del objeto. Para que un objeto sea visible, debe poseer un contraste físico en relación con el tejido u otro material que le rodea. En la radiografía, este contraste consiste en lo que denominamos características físicas del objeto que son: composición química (Zef), densidad de masa y espesor del objeto a radiografiar. Veremos que estas características físicas del objeto, traen como consecuencia que el objeto absorba más o menos radiación para un espesor igual de tejido que le rodea, apareciendo más o menos oscuro que el medio que le rodea. Modificando de algún modo estos factores, podemos influir en la absorción diferencial y mejorar el contraste del objeto. Mediante los denominados agentes de contraste, podemos cambiar la composición química del órgano a radiografiar e influir en el contraste del objeto, mejorando la absorción diferencial, el contraste del sujeto y por lo tanto el resultado final: la imagen radiográfica. - Composición química, Zef. La composición química de un objeto contribuye al contraste solo si su número atómico efectivo es diferente al del tejido que lo rodea. Cuando la composición química de ambos es muy parecida, como el caso de tejido blando y el de fluidos corporales, se produce muy poco contraste porque sus números atómicos efectivos son muy parecidos. El efecto fotoeléctrico es muy dependiente del número atómico, Z3, mientras que el Compton es casi independiente de la composición química del material. El contraste producido por diferencias en el número atómico del tejido es muy sensible a la energía del haz (kVp). - Densidad de masa. Materiales de mucha densidad como el hueso, se visualizarán independientemente de que el contraste del objeto esté o no relacionado con el número atómico efectivo. La densidad de masa, se define como la masa por unidad de volumen y se expresa en kg/m3 o bien en g/cm3 y nos informa del número de átomos por unidad de volumen, por lo que nos dice cuan compactos están agrupados los átomos de una sustancia. La interacción de los rayos X con la materia será proporcional a la densidad de masa tejido, pues aumenta la probabilidad de interacción, al haber más átomos disponibles por unidad de volumen. Si aumentamos la densidad al doble, se duplica también la probabilidad de interacción de los rayos X, pues existen dos veces más electrones disponibles para la interacción, de manera que incluso sin el efecto fotoeléctrico relacionado con el Z del material, el hueso absorbería y dispersaría casi dos veces más rayos X que el tejido blando y podemos concluir que independientemente del tipo de interacción que tenga lugar, la interacción de los rayos X y el tejido es proporcional a la densidad de masa del tejido. Un ejemplo en el que se cumple lo antes planteado, es la visualización de cavidades llenas de aire, como es el caso de los pulmones en una radiografía de tórax. La visualización de las cavidades llenas de aire, se debe enteramente a la diferencia de la densidad de masa entre el tejido blando y el aire. La densidad del tejido blando es 773 veces mayor que la densidad del aire, entonces para un mismo espesor, es de esperar que interaccionen 773 veces más rayos X ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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en el tejido blando que con el aire. Como el número atómico efectivo de aire y tejido son aproximadamente iguales ( Zaire= 7.6, Ztej blando= 7.4), la contribución del efecto fotoeléctrico a la absorción de ambos tejidos son casi iguales y puede considerarse que su visualización se debe fundamentalmente a la diferencia de densidad de masa. Entonces independientemente del tipo de interacción, la interacción entre los rayos X y el tejido es proporcional a la densidad de masa del tejido. Esta propiedad es utilizada en los denominados agentes de contraste radiológicos. Agentes de contraste radiológicos. Son compuestos que se utilizan para llenar un órgano, con el objetivo de facilitar su visualización. Su función es mejorar el contraste entre órganos que poseen características físicas muy parecidas de densidad y composición química. Los compuestos utilizados con este fin son el bario con Z = 56 y el yodo con Z = 53 pues poseen un número atómico y una densidad de masa muy superiores a los del tejido blando. Ejemplo 10. Determinemos la probabilidad relativa de interacción de los rayos X entre el yodo y el tejido blando. Aquí tenemos que analizar dos factores que influyen en la absorción diferencial: el número atómico y la densidad de masa pues ambos contribuirán a la absorción diferencial. El número atómico del yodo es de Z = 53, mientras que el número atómico efectivo del tejido blando es de Z = 7,4 y la densidad de masa de el yodo de 4 930 kg/m3 y la del tejido blando de 1000 kg/m3. Entonces: Absorción diferencial como resultado de su número atómico = (53/7.4)3=367 Absorción diferencial como resultado de su densidad de masa = (4930/1000) = 4,93:1 La absorción diferencial total será 367x4.93 =1809:1 lo que significa que la probabilidad de que el rayo X interaccione con el yodo 1809 veces mayor a que lo haga con el tejido blando. De esta manera el uso de compuestos de yodo y bario facilitan la visualización de diferentes órganos en las radiografías. - Espesor. El contraste es afectado por el espesor en la dirección que atraviesa el haz de rayos X. Una sección del mismo material, pero más gruesa, atenuará los rayos X en mayor medida que una sección más fina. 2) Contraste del sujeto. Este es el contraste obtenido del haz que emerge del paciente. El haz que sale del paciente, posee toda la información necesaria para formar la imagen, pero aún esta información es invisible. A este contraste que emerge del paciente aún invisible, es lo que denominamos contraste del sujeto. El contraste del sujeto está determinado, como ya vimos, por la penetración del haz. A su vez la penetración del haz está determinada por las características físicas del objeto o su contraste físico y la energía del haz. La energía del haz depende de tres factores: 1) el material del ánodo, 2) la filtración del tubo de rayos X y 3) el kV. La energía de los rayos X modificarán el contraste del objeto a través de la composición química o su número atómico, que como sabemos es muy sensible a la energía del haz, de esta manera, el contraste producido finalmente o contraste del sujeto, será una combinación de ambos factores. Podemos decir también, que el contraste del sujeto es el contraste del objeto modificado por la energía del haz. El kV es el único factor que puede controlar el técnico radiólogo para modificar la energía del haz y de esta ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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forma alterar el contraste. Efectos de la energía del haz. La disminución del kVp conduce al mejoramiento de la absorción diferencial, puesto que se potencia el efecto fotoeléctrico, ya que a menores energías es más importante, pero, aumenta la dosis que recibe el paciente. En esto se basa la mamografía, utilizar bajos kVp potencia el efecto fotoeléctrico y de esta manera se obtiene una máxima absorción diferencial, lo que hace posible visualizar pequeñas diferencias en el tejido blando. Otra cosa ocurre con el efecto Compton. El resultado de la interacción Compton es un rayo X disperso que no aporta información útil, pues cuando logra interaccionar con la emulsión de la película, no transmite información sobre el tejido por el que acaba de pasar y su efecto es el de velar la película extendiendo sobre ella una mancha opaca que no aporta información de interés diagnóstico. Para reducir este efecto, se aplican diversas técnicas y procedimientos, que disminuyen el número de rayos dispersos que alcanzan la película como las rejillas y dispositivos restrictores del haz. A excepción de situaciones donde el voltaje de pico es muy bajo, la mayoría de los rayos X que interacciona lo hacen por Compton y esta es la razón por la que las radiografías no son tan nítidas y claras como una fotografía. De modo que si se obtuvieran imágenes radiográficas, donde el único efecto involucrado fuera el fotoeléctrico, se producirían imágenes de excelente calidad, debido a la ausencia de radiación dispersa y al realce natural entre los diferentes tejidos, ya que la interacción de cada uno de ellos depende de Z3 y podrían ser muy bien discriminados unos de otros en la radiografía. El único efecto negativo sería que la dosis recibida por el paciente se incrementaría, como consecuencia de que los fotones son totalmente absorbidos. Ambas interacciones, Compton y fotoeléctricas, contribuirán a la formación del contraste de la imagen. La producción de Compton estará determinada principalmente por la densidad del tejido y muy poco influenciada por la energía del haz y el número atómico del tejido. Mientras que el efecto fotoeléctrico es muy fuertemente dependiente del número atómico del tejido y la energía del haz de rayos X. De este modo, cuando el contraste está determinado por el número atómico del objeto respecto al medio que le rodea, la cantidad de contraste será muy dependiente de la energía (kVp) y si el contraste está determinado por una diferencia en la densidad será relativamente independiente de la energía. El cambio en los kVp influirá significativamente en el contraste, cuando las condiciones son favorables al efecto fotoeléctrico. Ejemplo 11. ¿Cuánto cambia la probabilidad de interacción de un fotón de rayos X cuando pasamos de músculo a hueso? La probabilidad de interacción por efecto fotoeléctrico depende de Z3. Tenemos para el hueso Zhueso = 12.31 y para el músculo Zmusc = 7.4, entonces: (12.31)3 = 4.6 (7.4) 3 Y podemos plantear que es 4.6 veces más probable que un fotón de rayos X experimente interacción fotoeléctrica con el hueso que con el músculo o tejido blando.

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3) Contraste de la imagen. El contraste de la imagen final está formado por las diferencias en densidades ópticas entre puntos adyacentes de la imagen en la película o las diferencias entre los grados de ennegrecimiento de la misma Factores que afectan el contraste de la imagen radiográfica. Podemos plantear que el contraste final, el de la imagen radiográfica, está afectado por varios factores: 1) la penetración del haz, 2) las características de la película y 3) la radiación dispersa. Vimos que el contraste se forma en dos etapas, la primera donde se forma el contraste del sujeto, que viene determinada por la penetración del haz y una segunda, donde se forma el contraste de la imagen como resultado combinado de la penetración del haz, las características de la película y la cantidad de radiación dispersa. El contraste de la imagen es el contraste de la imagen visible, dado por las diferencias de densidades ópticas entre los diferentes puntos de la imagen. En lo que se refiere a las características de la película, la cantidad de contraste radiográfico visible en la imagen o su densidad óptica, dependerá de la cantidad de exposición liberada sobre la película y de las características de la película, como son su diseño, tipo y sensibilidad que posee. La cantidad de exposición dependerá de las características del paciente, de la máquina de rayos X y otros factores entre los que están la radiación dispersa producida y los factores que contribuyen a su producción o control, mientras que las características de la película vienen determinadas por su curva característica. Finalmente el procesado de la película también influirá en el contraste de la imagen, ver figura 2.29.

Figura 2.29 Factores que afectan el contraste radiográfico

En conclusión, podemos plantear que las dos interacciones de importancia en la radiología, Compton y fotoeléctricas, contribuirán a la formación del contraste de la imagen. El efecto fotoeléctrico es fuertemente dependiente del número atómico y de la energía del haz, de esta manera, cuando el contraste del objeto con el medio que le rodea está determinado por el número atómico, la cantidad de contraste es fuertemente dependiente de la energía (kVp). La producción de Compton estará determinada principalmente por la densidad del tejido, pues es muy poco influenciada por la energía del haz y el número atómico del tejido y si el contraste está determinado por una diferencia en la densidad, este será relativamente independiente de la energía. El cambio en los kVp influirá significativamente en el contraste, cuando las condiciones son favorables al efecto fotoeléctrico. En el caso del tejido donde abundan materiales de bajo número atómico, como el tejido blando y fluidos corporales, los cambios en el contraste están limitados a valores relativamente bajos de kVp. Es por ello que se utilizan las propiedades de los agentes de contraste como el ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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calcio, yodo y bario que poseen un número atómico relativamente alto y elevan la dependencia del tejido a un rango mucho más amplio de valores de kVp, además de contribuir por sus valores más elevados de densidad de masa. Las dos limitaciones que existen en la obtención de una buena cantidad de contraste entre los diferentes tipos de tejidos blandos y fluidos, es que poseen pequeños números atómicos que influyen en que se produzca un pequeño número de interacciones fotoeléctricas y que estos materiales poseen muy pequeñas diferencias en sus características físicas de densidad y número atómico. Es por ello que en la mamografía, en la cual debe obtenerse el contraste de tejido blando se requiere el uso de relativamente bajos valores de energía, usando equipos que utilizan la radiación característica del molibdeno como ánodo del tubo de rayos X y filtrado también con un filtro de molibdeno. La formación del contraste de la imagen se compone de dos etapas, la primera que depende de la penetración del haz y la segunda que depende de las características de la película. Existen varios tipos de contraste. La formación de la imagen, implica la transformación de un tipo de contraste en otro. En la primera etapa, el contraste del objeto se transforma en el contraste del sujeto, aún invisible y que consiste en diferencias de exposición del haz remanente y durante la segunda etapa, el contraste del sujeto se transforma en el contraste de la imagen, que consiste en diferencias de matices de grises o colores en la película. 2.6 Sistema pantalla película. La mayoría de las imágenes médicas se registran en una película radiográfica. Muy pocas veces la película radiográfica es irradiada de manera directa, casi siempre que se utiliza para obtener una imagen radiológica, ésta se coloca entre dos pantallas intensificadoras. Las pantallas intensificadoras son delgadas láminas de material fluorescente, cuya función es absorber la energía de los rayos X que inciden sobre ella y convertir una parte en luz visible, que será la que interaccionará con la película. En realidad la película responderá principalmente a la luz emitida por la pantalla. La razón del uso de pantallas intensificadoras, es que la película radiográfica es más sensible a la luz que a los rayos X, pues se necesita aproximadamente 100 veces más radiación X para exponer un filme sin el uso de pantallas intensificadoras. Desafortunadamente las pantallas intensificadoras introducen borrosidad en la imagen. El haz útil que sale del tubo de rayos X y alcanza el paciente se compone de fotones de diferentes energías. Al interaccionar con el paciente el haz de rayos X se atenúa, en dependencia con el número atómico y densidad de masa de las estructuras que encuentra en su camino. El haz incidente que es de intensidad casi uniforme se transforma en un haz de intensidad variada a su salida de la parte anatómica examinada. La radiación que emerge del paciente o que permanece en el haz después de su atenuación por el tejido, le llamamos radiación remanente o emergente. Cuando el haz de rayos X alcanza al paciente, este no contiene información médica útil. Después que lo atraviesa e interactuar con los tejidos en la parte examinada, éste contiene la información que puede ser revelada por el examen radiográfico particular. Esta información viene dada por la variación en el número de fotones o intensidad en las diferentes áreas de donde emerge el haz. No podemos hacer uso directo de esta información en esta forma, pues no ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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es visible, es una información latente que debe ser transferida a un medio de modo que se haga visible al ojo humano. Este método de transferencia de la información podría consistir en una película radiográfica, una pantalla flouroscopica, sistema de intensificador de imagen con monitor de televisión, cámara de cine o detectores utilizados en la TC o radiografía digital. Estos receptores radiográficos serían como el "decodificador" de la información y su función es la de “traducir” la información latente contenida en el haz remanente en una imagen que permita ser visualizada por el radiólogo. 2.6.1 Estructura de la película radiográfica. La película radiográfica consta de dos partes fundamentales: la base y la emulsión. La emulsión es la parte activa que interacciona con la radiación. La figura 2.30 muestra una representación esquemática de la misma. La película de rayos X está disponible con emulsión por una sola cara o bien por las dos caras, aunque en su mayoría, estas películas tienen emulsión por las dos caras, pues están hechas para usarse con dos pantallas intensificadoras simultáneamente y reciben el nombre de películas de doble emulsión. Ya que la emulsión fotográfica no puede adherirse directamente a la base, se utiliza una delgada capa de sustancia adhesiva para asegurar una perfecta unión entre la base y la emulsión que denominaremos capa adhesiva. Mediante esta capa adhesiva, la base y la emulsión mantienen un contacto adecuado durante su empleo y revelado. La emulsión está protegida mediante una capa protectora de gelatina pura contra los arañazos, la presión y la contaminación que puedan ocurrir durante la manipulación, el revelado y el almacenamiento, permitiendo además que se pueda someter a un trato relativamente descuidado antes de su exposición. La película revelada tampoco precisa una manipulación particularmente cuidadosa. De esta manera una película radiográfica de doble emulsión consta de 7 capas y su grosor total oscila entre 2 y 3 mm. - Base de la película. La función de la base de la película es proveer un soporte de la emulsión fotográfica y de esta manera, ofrecer una estructura rígida sobre la cual pueda depositarse la emulsión. La base debe tener las siguientes características: 1. Debe ser flexible e irrompible para Figura 2.30 Sección transversal de la película radiográfica. permitir su curvatura durante su revelado en la procesadora y su fácil manipulación sin romperse. 2. Suficientemente rígida como para que se pueda sujetar en el negatoscopio y ser vista por el radiólogo. 3. Debe ser casi transparente a la luz, lo que se conoce como lucencia uniforme, de manera que no debe producir un patrón visible cuando la radiografía es vista en un negatoscopio. 4. Debe tener estabilidad dimensional, o sea, debe mantener su forma y tamaño durante todo el proceso de revelado o durante la vida útil de la placa sin distorsionarse. Las películas típicas actuales tienen una base de poliéster de espesor que varía entre 150 y 250 µm y que posee la ventaja de una estabilidad dimensional superior a sus antecesoras, aún cuando las condiciones de humedad durante el almacenamiento sean muy variables y son más ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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resistentes que las bases hechas de acetato que se utilizaban con anterioridad. El poliéster posee la ventaja que no es un material inflamable como el nitrato de celulosa usado antiguamente. A la base se le añade un colorante para teñirla ligeramente de azul y reducir de esta forma la fatiga visual y elevar la eficacia y precisión de los diagnósticos. - La emulsión. Es la parte principal de la película radiográfica y es el material con el que interaccionan los rayos X transfiriendo la información, por lo que podemos considerarla como la parte activa de la película donde la imagen es formada. Está compuesta por una mezcla homogénea de gelatina y cristales de haluro de plata que forman una capa de espesor entre 3 y 5 µm. Un espesor de la emulsión mayor no sería útil debido a que evitaría que la luz penetrara a las capas más profundas. a) Gelatina. Su función es mantener los granos de haluros de plata distribuidos en forma uniforme en toda la base. Debe ser transparente para permitir el paso de la luz y poseer la porosidad suficiente para permitir la penetración de los compuestos químicos durante el revelado hasta los cristales del haluros de plata. Su principal función es la de ofrecer un soporte físico para el depósito uniforme de los cristales de haluros de plata. b) Cristales de haluros de plata. El haluros de plata es el material de la emulsión sensible a la luz. En la película del 90 al 99 % de los cristales son de bromuro de plata (AgBr) y del 1 al 10 % son de yoduro de plata (AgI). El yoduro de plata se utiliza para lograr una emulsión de mayor sensibilidad que la obtenida con bromuro de plata puro. Estos átomos tienen un número atómico relativamente grande, para el yodo (I) ZI =53, para el bromo (Br) ZBr= 35 y para la plata (Ag) ZAg= 47, mientras que la gelatina y la base tienen un número atómico Z=7. Los haluros de plata están en forma de pequeños cristales suspendidos en la gelatina. Los cristales de haluros de plata pueden tener variadas formas, pero los usados en las emulsiones para películas son de dos formas fundamentales: cúbicos y trigonal. Los cúbicos tienen aproximadamente iguales sus tres dimensiones, mientras que los trigonales, ver figura 2.31, son relativamente delgados en una dirección, mientras que su longitud y ancho son Figura 2.31 El cristal de haluro de plata mucho mayores que su espesor, dándole una relativa tiene forma hexagonal. mayor área superficial, lo que comparado con las películas con cristal de forma cúbica le da a la película una mayor sensibilidad. El cristal es formado por un arreglo ordenado de iones de plata (Ag+), iones de bromo (Br-) y de iones de yodo (I -) en forma de red cúbica, ver figura 2.32. Como sucede con todos los cristales reales en la naturaleza, la estructura de la red cristalina de los haluros de plata no es perfecta y además no son químicamente puros. Afortunadamente esto es así, Figura 2.32 La red cristalina de haluros de pues estas imperfecciones son las que le confieren al plata está formada por iones de plata, cristal las propiedades de retención de la imagen. bromo y yodo en un arreglo cúbico. Las imperfecciones del cristal pueden ser de varios tipos: debidas a defectos en la estructura del cristal o debida a impurezas presentes. Las imperfecciones derivadas de los contaminantes químicos son las que se consideran las ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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responsables de las propiedades fotográficas de los haluros de plata. Este contaminante es el azufre (S), que penetra en la red cristalina o se deposita en su superficie formando el sulfuro de plata (AgS). Cada cristal, posee estos defectos estructurales producidos por impurezas de sulfato de azufre y a estos contaminantes se les denomina partículas sensibles que se distribuirán por la superficie del cristal o en sus proximidades. Las diferencias de velocidad o sensibilidad y de contraste entre las distintas películas radiográficas se producen durante el proceso de fabricación de los haluros de plata y su mezcla con la gelatina. Así, las películas destinadas a la exposición directa sin el uso de pantallas intensificadoras, tendrán una capa de emulsión mucho más gruesa, es decir, con más cristales de halogenuros de plata que las películas que usarán pantallas. Se puede plantear que el tamaño y la concentración de los cristales de haluros de plata son los principales determinantes de rapidez o sensibilidad de la película y su contraste. 2.6.2 Imagen latente. Formación de la imagen latente. La formación de la imagen visible es un proceso de dos etapas. La primera es la exposición de la película a la luz y es donde se forma la imagen latente. La segunda es el proceso químico que convierte la imagen latente en la imagen visible. Este proceso es conocido como revelado. En la primera etapa, como resultado de la interacción de la radiación con los cristales de haluros de plata, se producen una serie de cambios en el cristal que crean un patrón representativo del objeto o estructura anatómica radiografiada. Estos cambios producidos en la película son invisibles al ojo humano, pero ya existe en la película una imagen que aunque invisible, representa al objeto o estructura radiografiada. Al cambio invisible producido en los cristales de haluros de plata se denomina imagen latente. Como ya vimos, los átomos constituyentes de los haluros de plata están unidos en forma iónica formando una red cristalina o cristal. La plata forma un ión positivo al ceder un electrón, mientras que el bromo y el yodo forman iones negativos al capturar los electrones cedidos por la plata. Los cristales de haluros de plata no son tan rígidos como otros de su especie, como el caso del diamante, lo que le permite a los átomos y electrones del cristal desplazarse en su interior bajo ciertas condiciones. En la superficie externa del cristal predominan los iones de Br- y de I- por lo que el cristal, aunque neutro en su conjunto, posee una carga eléctrica superficial negativa. - Formación de la imagen latente. La interacción entre fotones y cristales de haluros de plata se conoce bastante bien, así como el proceso por el que la imagen latente se transforma en visible. Lo que no se conoce por completo es la formación de la imagen latente, a través del llamado efecto fotográfico y es aún objeto de investigación. Daremos una breve exposición de la teoría propuesta al respecto por Gurney-Mott, que proporciona la explicación más aceptada, aunque incompleta, sobre la formación de la imagen latente. Cuando la película es expuesta a la radiación, figura 2.33 A, los fotones que componen la radiación interaccionan con los átomos de plata y los haluros de la emulsión (Ag,Br,I) y transfieren su energía mediante el efecto fotoeléctrico y/o Compton. Si el fotón es completamente absorbido, decimos que se produjo una interacción fotoeléctrica y cuando la absorción es parcial la interacción es del tipo Compton. En cualquiera de los dos casos, se libera un electrón secundario, un fotoelectrón en el caso del efecto fotoeléctrico o un electrón Compton con suficiente energía como para recorrer una cierta distancia en el interior del cristal y a su vez durante su recorrido arrancar electrones adicionales de los átomos de la red.

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El resultado de irradiar los cristales es la liberación de electrones que se moverán en su interior perdiendo su energía gradualmente por interacciones electrostáticas con los átomos de la red y arrancando a su vez otros electrones de la red cristalina. La mayoría de estos electrones liberados, proceden de los iones negativos de bromo y yodo que tienen un electrón de más. Estas partículas sensibles tienen la capacidad de capturar electrones y si algunos de estos electrones migratorios pasa cerca o a través de las partículas sensibles, serán atrapados por ellas y de este modo comenzarán a adquirir carga negativa, por lo que donde éstas se encuentren comenzará a aparecer una zona localmente negativa, figura 2.33 B.

Figura 2.33 Representación de la formación de la imagen latente y su transformación en imagen visible. A- Modelo de cristal de haluro de plata sometido a la acción de la radiación con la presencia de una partícula sensible y la concentración de iones negativos en su superficie. B- los electrones liberados migran hacia la partícula sensible. C- se forma plata atómica en la partícula sensible. D- el proceso se repite y aumenta el número de átomos de plata. E- el haluro de plata se transforma durante el revelado. Fgrano de plata resultante.

La liberación de electrones de los iones bromo y yodo provoca que estos pierdan su carga negativa y se conviertan en neutros, lo que representamos como: Br- + fotón → Br + e Esto provoca una alteración de la red cristalina, pues se rompen los enlaces iónicos que los mantenían unidos con los átomos de plata en la estructura de red. Los átomos de bromo y yodo quedan libres y pueden emigrar fuera del cristal y se transfieren a la gelatina de la emulsión. De esta manera queda deteriorada la estructura cristalina y los átomos de plata quedan libres de emigrar a su vez. En los lugares donde los rayos X no han incidido se conserva intacta la estructura del cristal. A medida que los átomos de bromo y yodo desaparecen del cristal al ser neutralizados, los iones positivos de plata ahora libres, son atraídos electrostáticamente por las partículas sensibles, se neutralizan por combinación con los electrones con lo que se obtiene plata atómica que queda localmente depositada, figura 2.33 C y D. Esta plata atómica no es visible a simple vista dada la pequeña cantidad de átomos de plata que se deposita por cristal. Este grupo de átomos de plata atómica recibirá el nombre de centro de imagen latente y alrededor de estos centros es que se acumulará cantidades visibles de plata durante el revelado que formarán posteriormente la imagen radiográfica, figura 2.33 E y F. Estos cristales con algunos átomos de plata depositada en las partículas sensibles, adquieren una coloración negra durante el revelado, mientras que los cristales que no han sido irradiados conservan su estructura de red cristalina y se mantienen transparentes. El conjunto de reacciones químicas que transforma la imagen latente en imagen manifiesta recibe el nombre de revelado, figura 2.33 E y F. Como se puede ver de la explicación anterior la interacción de los rayos X con los átomos de número atómico elevado bromo y yodo, produce en última instancia la imagen radiográfica. ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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2.6.3 Procesamiento de la película radiográfica. Podemos plantear que el revelado es un proceso mediante el cual se hace visible la imagen latente y consiste en un conjunto de operaciones, cuya acción principal es transformar los iones de plata de los cristales sometidos a exposición en plata metálica y aumentar su concentración en torno a las partículas sensibles. El revelado puede ser manual o automático. En la actualidad la mayor parte de las películas se revelan automáticamente y en ambos procedimientos se utilizan los mismos compuestos químicos, pero a diferencia del manual el automático posee la ventaja de que los tiempos de revelado son más cortos y las concentraciones de los compuestos químicos y temperaturas más elevadas. 2.6.4 Propiedades de la película radiográfica. Existen muchos tipos de películas radiográficas diferentes y cada una posee características especiales que la hacen útil para la actividad destinada. Estas características son las que se deben valorar al elegir un tipo concreto. Entre ellas encontramos: su contraste, su sensibilidad o velocidad, latitud y su correspondencia espectral. El contraste, la velocidad y su latitud las definiremos a partir de la curva característica de la película, por lo que la estudiaremos con cierto detalle y finalmente hablaremos sobre la correspondencia espectral. - Curva característica. Mediante la denominada curva característica de la película es posible definir una serie de propiedades de la película como son su contraste, velocidad, etc. La curva característica de una película radiográfica, relaciona la exposición a la que ha sido sometida la película con el grado de ennegrecimiento de la misma. Como el grado de ennegrecimiento de la película se mide con la magnitud denominada densidad óptica, entonces podemos decir que la curva característica nos refleja la relación existente entre la densidad óptica de la película y la exposición a la radiación a la que ha sido sometida y es la forma más común de representar gráficamente la respuesta de una película a su exposición a la radiación. A la curva característica también se le denomina curva H-D, Figura 2.34 Curva característica típica de la por Hurter y Driffield que fueron los primeros en película radiográfica, donde se muestra la relación entre el grado de ennegrecimiento o describirla. En la figura 2.34 se muestra una densidad óptica y el nivel de exposición y el curva característica típica. nivel en el que se encuentra la densidad de base La determinación de la curva y velo característica se hace en dos pasos: el primero, donde se expone la película a valores conocidos de exposición, al que se denomina sensitometría y el segundo paso, conocido como densitometría, que se realiza en la película ya revelada con ayuda del densitómetro, dispositivo mediante el cual se determina la densidad óptica que le corresponde al valor de exposición dado, figura 2.36. Con los datos obtenidos se traza la gráfica de la curva característica colocando en el eje x- los valores de exposición y en el eje y- los de densidad óptica. Ambas pruebas se utilizan para el control de calidad en los centros de imágenes radiológicas y por los fabricantes para determinar las características de las ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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películas. En el eje y- de la curva característica colocaremos la densidad óptica, mientras que en el eje x- colocaremos la exposición relativa en una razón de 2:1. En el eje x- vamos a colocar la exposición relativa y no la absoluta, porque no nos interesa el valor absoluto de la exposición que ha producido un nivel de ennegrecimiento dado, sino el cambio en la exposición que ha producido un cambio de densidad. Algunos autores en lugar de la exposición relativa en el eje x-, utilizan el logaritmo de la exposición relativa para una relación de 10:1, debido a que las películas radiográficas son sensibles a un amplio rango de exposiciones que comprenden intensidades que van desde menos de 1 mR a más de 1000 mR, por lo que nos resulta imposible representar en una escala lineal un rango tan amplio de valores. De este modo, aprovechamos las propiedades de los logaritmos que nos permite reducir esta amplia gama, a solo un intervalo de varias unidades, de manera que podemos expresar un amplio intervalo de valores con números pequeños. Otros autores en el eje x- ubican los mAs que se utilizan en el tubo de rayos X para obtener el valor de exposición dado en una relación de 2:1. Esto es posible porque la exposición es proporcional a los mAs, que no es más que la carga eléctrica en mC que atraviesa el tubo de rayos X y otros utilizan los logaritmos de la exposición relativa. En la figura 2.36 se aprecia la relación existente entre todas estas posibilidades. En realidad cualquiera de estas formas de representación puede utilizarse con iguales resultados. En la figura 2.35, la escala superior muestra el logaritmo de la exposición relativa en la relación de 10:1, mientras que en la figura intermedia la relación es de 2:1 y los incrementos serán de 0.3, debido a que el logaritmo de 2 es aproximadamente 0.3, de manera que, si la exposición se duplica el logaritmo de la exposición relativa aumenta en un valor igual a 0.3, lo que también puede conseguirse duplicando los mAs, según se muestra en la figura de más abajo. Definamos con precisión el término de densidad óptica, que hasta ahora hemos manejado como el grado de ennegrecimiento de la película, de manera que mientras más oscura es una zona más densidad óptica posee. De este modo, a las zonas claras le corresponde una densidad óptica baja y a las áreas muy oscuras una densidad óptica muy alta. - Densidad óptica. La densidad óptica, como ya dijimos antes, se determina en la película ya revelada Figura 2.35 Relación entre el logaritmo con la ayuda de un dispositivo denominado de la exposición, el logaritmo de la densitómetro. La Luz de una fuente de intensidad I , 0 exposición relativa y la carga eléctrica a comúnmente en el rango infrarrojo para evitar través del tubo en mAs para una película interferencias con la luz ambiental, se hace pasar a típica. través de una pantalla difusora y se hace incidir en una pequeña abertura debajo de la película examinada, ver figura 2.36. La intensidad de la luz transmitida a través de la película es medida con un detector. La luz es atenuada a través del filme siguiendo la conocida relación exponencial: I = I0e-k.X 2.17 donde I es la intensidad de la luz transmitida, mientras que I0 es la intensidad incidente, X es la exposición y k es una constante. Las zonas de la película que han sido sometidas a una ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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exposición mayor son más oscuras y transmiten menos luz. Despejando X de esta ecuación nos queda: X = log (I0/I)/k = DO/k 2.18 Donde DO es la densidad óptica, que queda definida como el logaritmo del nivel de luz incidente I0 y el nivel de luz transmitido I a través de la misma película: 2.19 DO = log (I0/I) La DO es adimensional. De la expresión 2.18 encontramos: DO = kX 2.20

Figura 2.36 Esquema de un densitómetro, donde I0 es la intensidad de la luz incidente e I es la intensidad transmitida a través de la película.

Como vemos de la expresión anterior, se infiere que la DO es directamente proporcional a la exposición. Esto es correcto dentro de cierto límites para la exposición, ya que la cantidad de haluros de plata, el responsable químico del oscurecimiento no está en la película en cantidades ilimitadas y cuando se suministran exposiciones muy grandes, la respuesta decrecerá debido a la falta de plata disponible, de modo que la curva de respuesta de un filme para los rayos X se saturará para exposiciones grandes y tampoco será lineal para pequeñas exposiciones. Las estructuras que producen poca atenuación, (por ejemplo, el aire en los pulmones) aparecerán más negras en la película, generalmente con densidades que están entre 2.5 y 3. Densidades ópticas con valor superior a 3, son difícilmente distinguibles por el ojo humano que no aprecia diferencia entre tonos cuyas densidades están comprendidas en este intervalo. De igual manera, densidades muy claras, por debajo de 0.25, aportan muy poca información diagnóstica, ya que resultan demasiado claras como para poder distinguir algún detalle. Para niveles de exposición muy altos y muy bajos según vemos de la curva de la figura 2.34, la densidad varía muy poco. Las exposiciones que se corresponden con el tramo recto de la curva característica son las apropiadas para obtener la imagen, pues pequeños cambios en la exposición producen grandes variaciones en la densidad óptica. Una película posee densidad adecuada cuando la mayoría de las densidades que integran la imagen, se encuentran dentro de su rango útil. El rango de utilidad diagnóstica es el tramo recto de la curva característica. El intervalo útil de densidades ópticas desde el punto de vista diagnóstico está de 0.25 a 2.5 aproximadamente. En la práctica la película no expuesta tiene una densidad óptica diferente de cero o sea no es totalmente transparente. La película no expuesta posee una densidad que está entre 0.1 y 0.2, por lo que la película dejará pasar aproximadamente el 80 % de los fotones que inciden sobre ella. Esta densidad óptica presente en las películas sin exponer se debe a lo que se conoce como densidad de velo y base. ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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- Densidad de base. Es la densidad óptica inherente de la película y se debe a la coloración que tiene la base y a la provocada por el colorante que se le añade con vistas a disminuir la fatiga visual del radiólogo o técnico que debe mirarla directamente en el negatoscopio y tiene un valor aproximado de 0.05. - Densidad de velo. Es como resultado del revelado que no contiene información útil y se debe a la exposición inadvertida de la película durante el almacenamiento, contaminación química y manipulaciones incorrectas. A la densidad de velo también se le llama de niebla y en la radiografía revelada no debe ser superior a 0.2. La densidad de velo o niebla se incrementará con el tiempo de almacenamiento de la película, particularmente si la temperatura de almacenamiento no está por debajo de la ambiente y su valor para películas recientes es de 0.05. En la figura 2.34 podemos apreciar que la curva característica tiene tres zonas bien definidas con diferentes características en la transferencia del contraste, que son:
No empieza en cero, sino a partir de un valor determinado igual a la densidad de base más la de velo. A este valor a partir del cual comienza a aparecer el ennegrecimiento de la película es el valor umbral, que normalmente está entre 0.01 y 0.2.
A la parte de la curva situada por encima del valor umbral y donde comienza la parte recta de la curva se denomina pie y está comprendida generalmente entre 0.1 y 0.5.
A partir del pie la curva, esta se hace más recta e inclinada, ascendiendo hasta una Figura 2.37 El tramo recto de la curva extensión que estará en dependencia del tipo característica es al que corresponde al rango de de película, así hay películas que apenas tienen densidades de utilidad diagnóstica. zona recta y su curva característica tiene forma de una S. En esta zona recta es donde la densidad óptica es proporcional a la exposición, de modo que cualquier cambio en la exposición por pequeño que sea se traducirá en un aumento de la densidad y es el tramo que más aporta información diagnóstica útil, ver figura 2.37.
La parte de la curva después de la zona recta es conocida como hombro y en ella los incrementos de exposición producen incrementos cada vez menores de densidad, la curva se hace plana hacia la densidad máxima y se satura. Ejemplo 11. Determine la densidad óptica para los siguientes casos: se transmite toda la luz incidente, solo el 50, 10, 1, 0.1 y el 0.01 % de la luz incidente. En el primer caso la I = I0 de este modo evaluando en la ecuación 1.9 tenemos: DO = log (I/I0) = log(1) = 0 La densidad óptica es cero cuando la luz es totalmente transmitida o sea que estamos en presencia de una zona en la película totalmente transparente. En el segundo caso tenemos que I = I0/2, por lo que nos queda después de evaluar en la ecuación 1.9 nos queda: DO = 0.3 ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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En el siguiente, I = I0/10 y nos queda: DO = 1 Usted puede comprobar que para los siguientes casos los valores de la DO es: 2, 3 y 4 respectivamente. El uso de los logaritmos nos permiten reducir un intervalo que va desde un 100 hasta un 0.01 % para la transmisión de la luz, -cuatro órdenes de magnitud- en un reducido intervalo de números de entre 0 y 4. La densidad óptica oscilará entre 0, cuando es transparente y 4 para el negro, de manera que una densidad óptica de 0 indica que todos los fotones son transmitidos mientras que una densidad de 4 indicará que solo un fotón de cada 10 000 es transmitido - Información que aporta la curva característica. De la curva característica podemos extraer características muy importantes de la película radiográfica como son: su contraste, velocidad y latitud. 1) Contraste. El contraste significa diferencia. En la imagen obtenida por cualquier medio de diagnóstico, el contraste se presentará en la forma de diferencias entre los distintos matices de grises, intensidades o colores. El contraste es quizá la característica principal de una imagen, ya que un objeto solo es visible si posee suficiente contraste relativo al medio que lo rodea, de manera que sin contraste no hay imagen. Sin embargo, una imagen con mucho contraste puede ser poco útil y en muchos casos hasta indeseable. El contraste representará una diferencia en una o más características del tejido. En la radiografía convencional, que es el caso que nos interesa, un objeto puede ser visualizado en base a las diferencias entre densidades, números atómicos y espesor del objeto relativo al medio que le rodea. En otras técnicas de imagen como en el caso de la resonancia magnética el contraste también reflejará diferencias, pero ahora de otras características del tejido, como pueden ser tiempos de relajación, densidad de protones, etc, relativas a los tejidos vecinos. Una imagen con grandes diferencias de densidad óptica se dice de alto contraste y si no hay mucha diferencia de densidad se dice que es de bajo contraste. En la figura 2.38 se muestra una fotografía del físico Albert Einstein, donde se puede apreciar las diferencias entre una imagen muy contrastada y otra de bajo contraste.

A

B

C

Figura 2.38 Foto del físico Albert Einstein, donde se pueden apreciar las diferencias entre imágenes con diferentes grados de contraste. A - Imagen con bajo contraste, B - Imagen con contraste intermedio y C - Imagen con alto contraste

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Podemos considerar la película radiográfica como un convertidor de contraste, pues convierte las diferencias en exposición, debida al contraste del sujeto, en el contraste de la imagen, debida a diferencias en densidad óptica, actuando como un decodificador de la información que porta el haz al atravesar el paciente. La curva característica nos permitirá determinar el grado de contraste de la película, pues el contraste es igual a la pendiente del tramo recto de la curva característica. De este modo, mientras mayor sea la pendiente de la parte recta de la curva característica mayor será el contraste de la película, ver figura 2.39. La capacidad de de una película de transferir las variaciones en la exposición, en cambios en el contraste de la película dependerá del nivel de exposición a la que es sometida. Como se puede ver una curva característica posee tres regiones bien definidas, la región de muy bajos niveles de exposición que se corresponde con zonas muy claras o de baja densidad y donde ningún o muy poco contraste es transferido a la imagen y que denominamos pie de la curva. La zona del pie es probablemente la más importante, pues en ella se encuentran muchas densidades de interés clínico. De igual modo ocurre con los niveles muy altos de exposición, que como sabemos se corresponden con zonas negras o de alta densidad y en las cuales un incremento en la exposición produce cada vez un cambio más reducido en la transferencia de contraste. A esta parte de la curva la denominamos hombro. La tercera zona es aquella comprendida entre el pie y el hombro, que es una parte de la curva relativamente recta y con una pendiente mucho mayor en comparación con el resto de la curva. En la mayoría de las aplicaciones radiológicas se desea que la película resulte expuesta dentro de esta zona para lograr de este modo el máximo contraste. De acuerdo a todo lo anterior el único modo de describir las características de transferencia de contraste de una película con el cambio en la exposición es mediante la curva característica. Pero en ocasiones necesitamos describir las características generales del contraste de la película mediante un solo parámetro. Son dos los parámetros utilizados con este propósito: el gradiente medio que nos refleja la capacidad de transferencia de contraste media y el gamma que nos expresa el contraste máximo de la película, ver figura 2.39. - Gradiente medio. Se define como la pendiente de la recta que pasa por dos puntos de la curva característica con densidad óptica de 0.25 y 2.0 por encima de las densidades combinadas de base y velo, figura 2.39. Cuando en el eje x- tenemos el logaritmo de la exposición la expresión para el gradiente medio viene expresada como: Figura 2.39 La pendiente del tramo recto de la DO2 - DO1 curva característica de la película A es mayor Gradiente medio = 2.21 que la pendiente de la curva de la película B, log E2 - logE1 entonces la película A tiene mayor contraste que Donde: DO2 = 2.0 + DOBase + DOVelo, la película B. DO1 = 0.25 + DOBase + DOVelo E2, E1 exposiciones que producen DO2 y DO1 respectivamente. Si en el eje x- aparece el logaritmo de la exposición relativa, en la expresión 1.11 en ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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lugar del logaritmo de la exposición pondríamos el logaritmo de la exposición relativa (log ER2 y log ER1) y si utilizamos en el eje x- la exposición relativa expresada en una razón de 2:1 tal como viene representado en las gráficas de nuestro texto, debemos transformar algo esta expresión para obtener los mismos resultados. En este último caso la expresión para calcular el gradiente medio queda como: DO2 - DO1 Gradiente medio = 3.32 2.22 N Donde el coeficiente 3.32 nos permite pasar de la exposición expresada en la razón 2:1 a la razón 10:1 donde se acostumbra a expresar el gradiente medio y N será el número de veces que se duplica la exposición para obtener DO2 a partir de DO1. - Gamma. El valor gamma de una película es la pendiente máxima de la curva característica, figura 2.40. A la pendiente máxima de la curva le denominaremos factor de contraste máximo, pues será la máxima variación que se produce en el contraste dentro de la curva al cambiar la exposición. Al igual que el gradiente medio por tradición el valor gamma se expresa en términos de la diferencia de densidad asociadas con una razón en la exposición de 10:1. Para la razón de exposición de 10:1 la relación entre el valor de gamma y el factor de contraste máximo es: Gamma = factor de contraste máximo Y para la razón de exposición de 2:1 queda como: Gamma = 3.32 x Factor de contraste máximo Ejemplo 12. Una película radiográfica tiene una densidad de base de 0.05 y una densidad de velo de 0.13. Conocemos que el logaritmo de las exposiciones para las densidades donde se define el gradiente medio es de 0.95 y 1.75 respectivamente. ¿Cuál será el gradiente medio de la película? La curva debe evaluarse a densidades de valores 0.25 y 2 por encima de la densidad de base y velo, por lo que tenemos entonces que: DO =0.05 + 0.13 + 0.25 = 0.43; log E1 =0.95 DO =0.05 + 0.13 + 2 = 2.18; log E2 = 1.75 Utilizando la ecuación 2.21 tenemos: Figura 2.40 La figura nos muestra la relación entre (2.18 - 0.43) el gradiente medio y gamma. El gradiente medio Gradiente medio = = 2.19 es la pendiente de la línea de trazos entre los (1.75 - 0.95) puntos de la curva característica que corresponden Como vemos en el numerador siempre a los niveles de densidad de 0.25 y 2 por encima de las densidades de base y de velo. Gamma es la debe ir la cantidad 1.75, que es la diferencia pendiente máxima de la curva característica. entre 2 y 0.25. Si usamos la ecuación 2.22 debemos obtener N, la cantidad de veces que se debe duplicar la exposición para obtener una densidad óptica de 2.18 a partir de 0.43, lo cual se obtiene de la relación: 0.8 log E 2 - log E1 N= = = 2.67 0.30 log2 ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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De esta manera se ha duplicado la exposición 2.67 veces para obtener una densidad óptica de 2.18 a partir de 0.43. Sustituyendo en la expresión 2.22 para el gradiente medio: 1.75 Gradiente medio = 3.22 = 2.19 2.67 Cuando obtenemos una imagen por un método cualquiera dado, el contraste final de la imagen es el resultado del contraste físico del sujeto y el contraste del sistema de imagen. En la radiografía convencional el sistema de imagen es la propia película, por lo que el contraste final obtenido será igual a la suma del contraste de la película y el contraste del sujeto.

- Contraste de la película. Son todos los factores inherentes a la película y de su revelado. El contraste de una película dependerá del tamaño y distribución de los cristales de haluros de plata, de manera que las películas con alto contraste son aquellas que poseen granos de tamaño similar y están uniformemente repartidos por la emulsión. Si la película además de tener los tamaños de los cristales similares, son pequeños, no solo mejora el contraste sino también su nitidez. Los factores del revelado que debe controlar el técnico radiólogo y que influyen en la obtención de un contraste óptimo son: la temperatura y el tiempo de revelado. Estos dos parámetros afectarán sensiblemente el contraste, la velocidad y nivel de velo de la película. Lo recomendable es trabajar con el tiempo y temperatura recomendados por el fabricante para obtener un contraste máximo, con niveles relativamente altos de la velocidad y bajos de velo de la película. 2) Velocidad. Se denomina velocidad de una película a su sensibilidad, es decir a su capacidad de responder a cantidades mínimas de radiación. Cuando se necesita una menor exposición de la película A que en otra B, para obtener un mismo nivel de densidad óptica, se dice que la película A es más sensible que la película B o bien que la película A es más rápida que la B. De este modo si la película A es dos veces más rápida que B, se necesitará la mitad de la exposición con la A que la requerida con la B para obtener una misma densidad óptica. La sensibilidad o velocidad de una película en particular, determinará la cantidad de exposición requerida para producir una imagen. Las curvas características de las películas más rápidas se sitúan más a la izquierda que las correspondientes a las películas más lentas. Las combinaciones pantalla-película son más rápidas o sensibles que las películas de exposición directa, pues permiten detectar exposiciones menores de 1 mR, mientras que para las de exposición directa se requieren varios mR para obtener iguales resultados. La velocidad de la película se dará por la siguiente expresión: 1 Velocidad = 2.23 roentgen necesarios para una DO = 1 y su unidad vendrá dada en R-1, o sea en roentgen inverso. Se comercializan películas con distintos grados de sensibilidad y en general cuanto más gruesa es la emulsión utilizada más sensible es la película y por con siguiente más rápida. En general los fabricantes ofrecen tres tipos de velocidades de películas diferentes: baja, media y alta sensibilidad. Las de emulsión doble son en general más rápidas que las de una sola emulsión. Mientras más alta es la sensibilidad de una película, menos exposición o cantidad de radiación se necesita para obtener una densidad óptica determinada.

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La película más rápida, posee una curva característica que va a estar situada más a la izquierda que otra menos rápida. En la figura 2.41 podemos ver que la película A es más sensible que la película B, pues es necesaria una menor exposición de la misma para obtener una densidad óptica de 1. Películas de alta sensibilidad garantizan una baja exposición al paciente pero reduce la calidad de la imagen, pues presentan más ruido, mientras que las de baja sensibilidad son usadas para reducir el ruido de la imagen. Figura 2.41 La velocidad de una película es inversamente proporcional a la exposición que se necesita para obtener una densidad de 1. Como puede verse la película A necesita menor exposición para alcanzar dicho valor por lo que es más rápida que la B.

La velocidad de la película está determinada por tres factores: 1) el tipo de película, 2) las condiciones de exposición y 3) del procesado durante su revelado, figura 2.42.

1) Tipo de película. Las características de la película respecto a la sensibilidad están determinadas básicamente por la composición de la emulsión. El tamaño y la forma de los cristales de haluros de plata tienen una gran influencia sobre la velocidad de la película. Los cristales de haluros de plata tienen dos formas fundamentales: cúbico y trigonal. Los cúbicos tienen aproximadamente iguales sus tres dimensiones, mientras que los trigonales, ver figura 2.36, son relativamente delgados en una dirección, mientras que su longitud y ancho son mucho mayores que su espesor, dándole una relativa mayor área superficial, lo que comparado con las películas con cristal de forma cúbica le da a la película una mayor sensibilidad, además las emulsiones de grano grueso son más sensibles y por tanto más rápidas que las películas de grano fino. 2) Condiciones de exposición. En este punto consideraremos la longitud de onda de la luz a la que la película es expuesta, pues no es igualmente sensible a todas las longitudes de onda (color) de la luz y el tiempo de exposición. La correspondencia espectral de la película debe ser tomada en consideración al seleccionarla para su uso en conjunto con pantallas intensificadoras, tubos intensificadores, tubos de rayos catódicos o láseres, de manera que sea sensible al color emitido por estos dispositivos. En cuanto al tiempo de la exposición, solo diremos sin entrar en detalles (ver explicación de la ley de reciprocidad al final de este tema), que la sensibilidad de la película es algo dependiente de la intensidad de la luz a la que es expuesta, que a su vez depende de los mAs donde aparece el tiempo de exposición. 3) Procesamiento químico. Aquí influirá el tipo de revelador, su concentración, contaminación, tiempo y temperatura del revelado. Para el técnico radiólogo es muy importante conocer en términos relativos cuantas veces es más rápida una película que otra, ya que deberá someter a una menor exposición las películas más rápidas, para lo cual necesitará variar el valor en mAs para obtener una misma densidad óptica y no necesitará cambiar el valor del kVp utilizado. ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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Figura 2.42 Factores que afectan la sensibilidad de la película

Para películas el doble más rápidas que otra necesitará la mitad de los mAs utilizados en la lenta y para una dos veces más lenta necesitará el doble. De modo que se cumple la relación: 3) Latitud. Es el intervalo de exposiciones para el cual la película responde con densidades ópticas comprendidas en el rango de utilidad diagnóstica, correspondiente al tramo recto de la curva característica. La latitud representará los límites del rango de exposición dentro del cual pueden obtenerse imágenes con contraste útil para fines diagnóstico, ya que para exposiciones por debajo del límite inferior, la película queda subexpuesta, mientras que para películas sometidas a una exposición por encima del rango dado por la latitud, la película queda sobreexpuesta. La latitud y el contraste son inversamente proporcionales según se puede observar de la figura 2.43 de manera que una película con alto contraste posee una latitud muy estrecha, mientras que películas de bajo contraste, poseen un amplio margen de exposiciones que producen una densidad óptica útil diagnóstica, o sea tienen una latitud muy ancha. Estas películas con latitud amplia producen una escala de grises larga y las de latitud estrecha producirán una escala de grises corta. - Correspondencia espectral. Es tal vez el aspecto más importante a tener en cuenta relativo a la Figura 2.43 Gráfica que muestra la relación selección de una película para ser utilizada con entre la latitud de una película y su contraste. pantalla intensificadora. De este modo, hay que La película A de mayor contraste que la B tener especial cuidado en la elección de una posee menor latitud. película, pues esta debe ser sensible a los colores (longitudes de onda) de la luz que emite la pantalla intensificadora, tubo intensificador, tubo de rayos catódicos o láseres que se estén utilizando en combinación con ella. La película debe ser sensible a los diversos colores que componen la luz emitida por la pantalla, es decir, su respuesta espectral debe corresponderse adecuadamente con el espectro luminoso emitido por la pantalla o dispositivo usado con ella. Decimos que tenemos una correcta combinación película-pantalla, cuando existe una correspondencia espectral ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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apropiada entre la película y pantalla o dispositivo utilizado. Si no se utiliza la película correspondiente a cada pantalla, la rapidez del receptor se verá muy reducida, lo que incrementará la dosis al paciente. En función de la pantalla intensificadora que estemos utilizando debemos usar los siguientes tipos de películas:
Películas sensibles al azul o monocromáticas. Con pantallas que emiten luz azul, azulvioleta y ultravioleta, como son las pantallas de wolframato de calcio, de compuestos de bario y las antiguas de tungstenato de calcio utilizadas antes de las de tierras raras, deben usarse siempre las películas convencionales de haluros de plata normalizadas. Estas películas no responden a longitudes superiores como el verde, amarillo o rojo. Estas películas reciben el nombre de películas sensibles al azul. A este tipo de películas pertenecen las utilizadas en blanco y negro.
Películas ortocromáticas. Son aquellas utilizadas con pantallas intensificadoras de tierras raras de gadolinio y lantano. Son sensibles no solo al azul sino también al verde emitido por este tipo de pantallas. Este tipo de película es cada vez más utilizado al irse incrementando el uso de las pantallas de gadolinio y lantano debido a su mayor sensibilidad.
Películas pancromáticas. Son aquellas que se usan en la fotografía en colores y son sensibles a todo el espectro visible. 2.6.5 Las pantallas intensificadoras. La pantalla intensificadora es una lámina flexible con material fluorescente, que convierte parte de los rayos X en luz visible. Como solo algunos pocos rayos X alcanzan la emulsión de la película, en la práctica, es la luz visible de las pantallas intensificadoras la que impresiona la película radiográfica. Esta luz visible se emite desde la capa del fósforo de dichas pantallas, que es activada por la radiación remanente que emerge del paciente. Las pantallas intensificadoras se usan, porque las películas radiográficas son mucho más sensibles a la luz que a los rayos X; se requiere aproximadamente 100 veces más radiación X para exponer una película sin pantalla que con ella. Desafortunadamente, las pantallas intensificadoras producen borrosidad adicional de la imagen y en los casos en que se requiera un gran detalle de la imagen, como es el caso de la mamografía, se utiliza una pantalla intensificadora con una película de emulsión por una sola cara. Aproximadamente el 30% de los rayos X que impactan sobre la pantalla intensificadora experimentarán interacciones con la pantalla. En cada interacción se emite un alto número de fotones de luz visible, de este modo, la pantalla intensificadora actúa como un amplificador de la radiación remanente que alcanza la película. El empleo de una pantalla intensificadora se traduce en una reducción considerable de la dosis de radiación recibida por el paciente y en una mejora notable del contraste. Las pantallas intensificadoras se asemejan a flexibles láminas de plástico o cartulina, y se fabrican en todos los tamaños correspondientes a las películas radiográficas. Generalmente se utiliza una película radiográfica con emulsión por ambos lados, situada entre dos pantallas intensificadoras, una anterior y otra posterior. Este conjunto se coloca dentro de un casete o chasis radiográfico que garantizará un buen contacto entre ellas. Las pantallas intensificadoras se componen de cuatro capas: 1) capa protectora, 2) capa fluorescente, 3) capa reflectante y 4) base. Las pantallas intensificadoras se diferencian de acuerdo a su compuesto fluorescente, grosor de su capa fluorescente, por la concentración y el tamaño de los cristales fluorescentes. ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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La capa protectora tiene la función de proteger a la pantalla, mientras que la capa fluorescente es la parte que contiene el elemento sensible a los rayos X y encargada de convertirlo en luz visible y al que se le denomina fósforo. Como la luz producida por los rayos X en el material fluorescente se emite en todas direcciones, la capa reflejante tiene la función de redirigir la luz que no se dirige en la dirección de la película, que de otro modo se perdería. Finalmente la base, la parte más alejada de la película, sirve como soporte mecánico a la capa fluorescente. Los materiales utilizados como fósforos en las pantallas intensificadoras, deben poseer como propiedades principales: 1- Debe poseer una elevada absorción de los rayos X, por lo que el fósforo debe tener un número atómico elevado, que permita una alta absorción de rayos X. 2- Debe ser un material fluorescente, de manera que la persistencia de la pantalla, o emisión residual Figura 2.44 Estructura de una pantalla intensificadora, donde se muestran sus de luz después de la exposición del fósforo a los rayos cuatro capas principales. X sea la mínima. 3- Debe poseer una elevada eficacia de conversión, o sea emitir gran cantidad de luz al absorber los fotones de rayos X. 4- El material fluorescente no debe verse afectado por el calor, humedad u otros agentes ambientales. Como material fluorescente, se han utilizado múltiples materiales, como son el wolframato de calcio, sulfuro de cinc, sulfato de plomo y bario y, desde 1972, fósforos de tierras raras como gadolinio, lantano e itrio. Estas pantallas son más rápidas que las de wolframato de calcio, por lo que su utilidad es mayor en una gran parte de las técnicas radiológicas. Con las pantallas de tierras raras se reducen las dosis recibidas por el paciente, se limitan las tensiones térmicas en el tubo de rayos X y son menores los requisitos de blindaje y protección frente a la radiación en las salas de rayos X. El término tierra rara se aplica a los elementos del grupo III del sistema periódico con números atómicos comprendidos entre 57 y 71. Estos elementos son metales de transición escasos en la naturaleza. Los elementos de tierras raras utilizados en las pantallas radiológicas son gadolinio, lantano e itrio. La composición de los cinco fósforos principales de tierras raras son: 1) oxisulfuro de gadolinio activado por terbio (Gd2O2S: Tb), 2) oxisulfuro de lantano activado por terbio (La2 O2S: Tb), 3) oxisulfuro de itrio activado por terbio (Y2O 2S: Tb), 4) oxibromuro de lantano (LaOBr) y 5) tantalato de itrio (YTaO4). - Estructura del casete o chasis radiográfico. El chasis o casete radiográfico está formado por dos caras planas y paralelas, una anterior y otra posterior, unidas por una bisagra y un sistema de cierre, gracias al cual el sistema está totalmente aislado de la luz. Su superficie frontal, lado más cercano a la fuente de rayos X, debe estar fabricada de un material de número atómico bajo que no atenúe los rayos X, como plástico, cartulina, fibra de vidrio o carbono. En cualquier caso, el material utilizado ha de ser radiotransparente para no interferir en la información aportada por el haz de radiación remanente. La cara posterior está compuesta de un material pesado, con el objetivo de reducir al mínimo la retrodispersión, pues este tipo de material, absorberá en mayor medida los rayos X transmitidos a través de la combinación pantalla-película por efecto fotoeléctrico que uno de ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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bajo Z. Si se utilizan materiales de bajo Z, los rayos X después de transmitirse por todo el casete, se reflejarían hacia atrás, de nuevo a la película, lo que provocaría un aumento en la borrosidad de la imagen y pueden aparecer objetos que están detrás de la misma, como bisagras del chasis o mecanismos de sujeción de la cubierta posterior en la imagen o de la mesa de examen.

Figura 2.45 Detalle de la sección transversal de un chasis con película de doble emulsión.

La película radiográfica se encuentra contenida entre estas dos pantallas, figura 2.45. En esta figura, se muestra la posición relativa dentro del chasis, entre las pantallas de refuerzo y la película radiográfica, mientras que la figura 2.46, es un diagrama donde se muestra la posición relativa de la película-pantalla, respecto al paciente y al haz de rayos X. Dentro de las ventajas más importantes de las pantallas intensificadoras que podemos mencionar están: a) Su uso disminuye la dosis al paciente y la exposición del personal. b) Se prolonga la vida útil del tubo de rayos X, pues se reduce el tiempo de exposición de rayos X y los mA necesarios para obtener la imagen, por lo que se produce menos calor en el tubo de rayos X . La principal desventaja del uso de las pantallas es la pérdida de resolución espacial como consecuencia de su uso. No obstante, en los últimos años se han desarrollado pantallas de grano ultrafino, que permiten obtener imágenes de magnífica definición, con las ventajas adicionales que representa el uso de pantallas según vimos en el párrafo anterior. Otro problema que presentan las pantallas es que pueden ser fuentes significativas de artefactos debido a arañazos y manchas en su superficie y debido a objetos externos en su superficie como pueden ser polvo, pelos, ceniza de cigarros, etc. Son varios los mecanismos por el cual las pantallas intensificadoras incrementan la borrosidad. El incremento del espesor de la capa de material fluorescente, produce un aumento en la zona que el haz impresiona en la película, pues se incrementa su divergencia. Otro mecanismo es el conocido con el nombre de halación, que consiste en que parte de la luz que llega a la frontera entre dos medios diferentes, puede reflejarse en la superficie de separación entre ellos. Esta reflexión ocurre en las fronteras entre la emulsión de la película, la base de la película, la pantalla intensificadora y superficies del casete y contribuirá a la borrosidad de la imagen. Por último, existe otro mecanismo que contribuye a la borrosidad y es el conocido como entrecruzamiento. Este efecto es debido a que generalmente las películas utilizadas son de doble emulsión, y ocurre porque la luz producida por la pantalla de refuerzo no es completamente absorbida por la emulsión de la película que se encuentra de ese lado, ésta logra atravesar la base de la película y exponer la emulsión del lado contrario. Al atravesar la base de la película, la luz diverge y dará una imagen mayor del otro lado, produciendo borrosidad. ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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Figura 2. 46 El diagrama muestra como son usados el filme y la pantalla intensificadora dentro del chasis y su posición relativa con el paciente

2.7 Sistemas de radiografía digital. Ventajas y desventajas respecto a los sistemas convencionales. El término radiología digital se utiliza para denominar a la radiología que obtiene imágenes directamente en formato digital sin haber pasado previamente por obtener la imagen en una placa de película radiológica. La imagen es un archivo en la memoria de un ordenador o de un sistema que es capaz de enviarlo a través de una red a un servidor para su almacenamiento y uso posterior. Por el contrario la radiología analógica utiliza para obtener imágenes un chasis con pantallas intensificadoras y película radiológica o si es radiología en tiempo real, un intensificador de imágenes que se visualizan en un monitor mientras se están obteniendo. La radiología analógica ha demostrado a lo largo de más de diez décadas que es un sistema fiable y que con él se obtienen imágenes diagnósticas de gran calidad, a pesar de ello todo parece apuntar a que la radiología digital va ir sustituyendo paulatinamente a la radiología analógica. Dentro de las imágenes radiográficas obtenidas en la actualidad se pueden considerar dos grandes grupos cuyas características están claramente diferenciadas: las imágenes analógicas y las imágenes digitales. La imagen radiográfica analógica, es una distribución continua de matices de gris en la cual las discontinuidades son las que producen la visualización de los detalles anatómicos, mientras que la imagen radiográfica digital debe ser procesada por una computadora, y la imagen está formada por trozos o pedazos discretos, llamados pixel, que forman una matriz y donde cada uno posee un nivel de gris determinado por un número. Entonces, la imagen digital es una matriz que consta de cadenas horizontales y verticales de píxeles, cada uno de los cuales tiene su propio nivel de gris.

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El sistema pantalla película es un sistema de detección probado que produce una calidad de imagen excelente en la mayoría de las circunstancias. Los grandes campos de visión y gran resolución espacial de una radiografía, requieren de imágenes radiográficas digitales que contengan grandes cantidades de datos. Las desventajas del gran tamaño de las imágenes radiográficas digitales son tres: (a) se requiere mucho espacio en medios de almacenamiento digitales, (b) se requiere de una gran red de banda ancha para comunicación y archivo de imágenes (PACS), y (c) requieren costosos monitores de alta luminancia y alta resolución para su visualización. Además, para visualizar la imagen electrónica se necesita un monitor, un reproductor y un ordenador equipado con un software apropiado para reconstruir la imagen, lo que significa generalmente que tiene que utilizarse el equipo de formación de imágenes original, lo que supone tiempo y dinero. Para la revisión cotidiana de la imagen, la película sigue siendo la solución más rentable. Bajo el término de radiología digital, se incluyen sistemas de adquisición de imágenes en los que el proceso físico que se realiza para obtener la imagen digital es muy diferente de unos a otros y se seguirá la clasificación más habitual: agrupar los diferentes sistemas de radiología digital en dos tipos. Los dos tipos de radiología digital son: a) Radiología digital indirecta (IR: Indirect Radiography) o radiología computarizada (CR: Computed Radiography) b) Radiología digital directa (DR: Direct Radiography). En este último tipo existen dos grandes grupos: sistemas basados en sensores de Dispositivo de Carga Acoplada (CCD: Charge Coupled Device) y sistemas basados en detectores de panel plano (FPD: Flat Panel Detector). 2.7.1 Radiología indirecta o Radiografía computarizada (CR). La radiografía computarizada (CR), es un tipo de radiología digital con más de dos décadas de antigüedad que en los últimos años su implantación ha tenido un gran auge. El nombre es un término comercial tras el cual hay un sistema tecnológico que suministran diferentes fabricantes. Fue introducida por Fuji en 1981. La radiografía computarizada hace posible la obtención de imágenes digitales manteniendo un entorno esencialmente idéntico al de la radiología clásica o convencional, lo que facilita el proceso de adaptación y su implementación. - Principio de funcionamiento. Para obtener un sistema de radiografía computarizada, basta sustituir en un equipo de rayos X convencional, el chasis radiológico de película fotográfica con sus pantallas intensificadoras, por un chasis que tiene en su interior una lámina flexible de un fósforo fotoestimulable. El equipo se ha de completar con un lector del nuevo tipo de chasis e impresoras adecuadas conectadas al lector de chasis. El fósforo de la pantalla CR, a diferencia de los fósforos de las pantallas intensificadoras de los sistemas pantalla-película de la radiología analógica, no emite instantáneamente la mayor parte de la energía que el haz de rayos X le depositó al interaccionar con él, si no que la almacena durante cierto tiempo y hay que estimularlo con luz láser para que la emita antes de que decaiga de forma espontánea. Muchos sólidos, cuando son expuestos a radiación electromagnética, como los rayos X, absorben energía que se almacena en forma de electrones ubicados en niveles excitados de la red cristalina. Con frecuencia, dichos materiales se desexcitan de manera espontánea y casi inmediata, emitiendo la energía absorbida en forma de luz visible o ultravioleta. Sin embargo, algunos materiales no se comportan de este modo, sino que conservan al menos una parte de la energía absorbida hasta que no reciben un determinado estímulo. Este es el caso de los

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llamados fósforos fotoestimulables, según ya vimos, y que deben ser iluminados con un láser en la banda del rojo, para que emitan la energía almacenada en su red, también en forma de luz. Los fósforos fotoestimulables son la base de los llamados sistemas de radiografía computarizada. Se deposita una capa de este tipo de fósforo sobre un soporte de dimensiones similares a las de una placa convencional y se dispone del conjunto en el interior de un casete también similar a los habituales. El fósforo de estas placas suele ser una mezcla de fluorohaluros de bario, con alrededor del 85% BaFBr y 15% BaFI, activado con una pequeña cantidad de europio. La nomenclatura BaFBr:Eu implica que el fósforo BaFBr está activado por europio. Este procedimiento de activación, también llamado dopaje, crea defectos en los cristales BaFBr que permiten a los electrones a ser atrapados de manera más eficiente. La energía de rayos X absorbida por el fósforo BaFBr, excita los electrones asociados con los átomos de europio, causando los átomos divalentes de europio (Eu +2) sea oxidado y cambia al estado trivalente (Eu +3). Los electrones excitados se vuelven móviles, y una fracción de ellos interactúa con los llamados centros-F, que son niveles de energía en el cristal ligeramente por debajo de la energía mínima de la banda de conducción. Los centros F atrapan estos electrones en una mayor energía, estado metaestable, donde pueden permanecer durante días o semanas, con un poco de degradación con el tiempo. La imagen latente que existe en la placa de imagen después de la exposición a rayos X, pero antes de la lectura, existe como miles de millones de electrones atrapados en los centros-F, ver figura 2.47. El número de electrones atrapados por unidad de superficie de la placa de imagen es proporcional a la intensidad de los rayos X incidente en cada lugar durante la exposición. Cuando se explora con luz láser roja la placa de imagen expuesta, es absorbida en el centro-F, donde se transfiere la energía de la luz roja al electrón. La energía de los fotones de la luz láser roja es menor que la luz de emisión del azul-verde (∆Ered < ∆Eblue-green) de la película CR. Sin embargo, la ganancia de energía de los electrones es suficiente para llegar a la banda de conducción, lo que le permite su movilidad. Muchos de estos electrones se convierten en desexcitados por la liberación de luz azul-verde a medida que se reabsorbe por los átomos de europio trivalente, convirtiendo de nuevo al estado divalente. Así es como la luz láser de color rojo estimula la emisión de los fotones de luz azul y verde de la placa de imagen.

Figura 2.47 Secuencia de eventos durante la exposición de rayos X y la lectura de un fotoestimulable fósforo. Después de la exposición a los rayos X, la imagen latente existe en forma de una distribución espacial de electrones atrapados en estados de alta energía. Durante la lectura, la intensidad de luz emitida por la placa de imagen es proporcional a la energía absorbida de los rayos X. ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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La primera lectura de la placa de imagen, no libera todos los electrones atrapados que forman la imagen latente, y para borrarla de manera que se pueda reutilizar para otra exposición sin efecto fantasma, se expone la placa a una fuente de luz muy brillante, la cual elimina casi todos los electrones metaestables de su estado fundamental, vaciando la mayor parte de los Fcentros. Antes de su procesado en el equipo de lectura, la placa CR contiene una imagen latente que recuerda a la imagen latente que contiene una placa radiológica analógica que acaba de ser irradiada y no ha sido aún revelada. Esta información podrá ser convertida en una imagen digital. El equipo de lectura del chasis CR es similar a una reveladora de los chasis de la radiología analógica. Una vez que el chasis está dentro del equipo de lectura éste extrae la placa de fósforo, la pone en un sistema de arrastre por rodillos y se barre cada línea horizontal de la placa con un haz de luz láser en la banda energética del rojo. La luz láser roja es la excitación adecuada para que el fósforo emita la energía acumulada, en la irradiación con rayos X, en forma de fotones de luz visible en el intervalo de Figura 2.48 Sistema de lectura de la CR. La lámina de CR es energías del azul al verde. Una guía de mecánicamente trasladada a través del sistema de lectura luz de fibra óptica, recoge gran parte de mediante rodillos. Un haz de laser barre la película y la luz que está emitiendo la placa de estimula la emisión de luz visible, que es trasladada por una fósforo, la lleva a un tubo guía de fibra óptica hasta un fotomultiplicador donde es fotomultiplicador, figura 2.48, y este convertida en una señal eléctrica. convierte la luz en una señal eléctrica. Un conversor analógico-digital transforma la señal eléctrica en un número. La película CR se mueve a lo largo de la estación de lectura en la dirección y, mientras que el haz láser escanea en la dirección x, de manera que la energía atrapada de la exposición a los rayos X en cada localización espacial (x,y) es entregada desde la lámina de imagen y de este modo la intensidad de la luz emitida es proporcional a la energía absorbida de los rayos X. Una fracción de la luz emitida viaja a través de la guía de fibra óptica y alcanza el PMT. La señal electrónica que produce el PMT es digitalizada y almacenada en memoria. Entonces, a cada localización espacial (x,y), se le asignada un valor en la escala de gris determinado, y de este modo se produce la imagen digital I(x,y) en un lector de CR. Entonces, el proceso repetido para cada punto de cada línea de la placa, da una serie de números que formarán la imagen digital, donde cada número dará un nivel de gris del punto correspondiente de la placa. La imagen obtenida, una vez aceptada, se puede imprimir o si el servicio dispone de PACS puede simplemente enviarse al PACS para su almacenamiento y posterior informe. Una vez leída la lámina de fósforo, se borra mediante el barrido de la placa por un intenso haz de luz blanca, tras lo cual queda disponible para un nuevo uso una vez devuelta al chasis. La luz que se libera de la placa de imagen es de un color diferente al del la luz del láser estimulante, figura 2.49. Para eliminar la detección de la PMT de la luz láser dispersa, un filtro ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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óptico que transmite la luz azul-verde que se emite desde la placa de imagen, pero elimina la luz del láser de color rojo, está montado delante del PMT. Si no se excluye dicha banda del espectro de la luz que lee el tubo fotomultiplicador, se estaría añadiendo ruido de fondo a la señal que se recoge de la placa de fósforo. El proceso de trabajo que se realiza con CR es similar al de la radiología analógica si una vez obtenida la imagen esta se imprime directamente y no se almacena en el PACS. Este hecho ha potenciado la introducción de este sistema de radiología digital en los servicios de radiodiagnóstico. La introducción de este sistema deja preparado el servicio de radiodiagnóstico para la posterior implantación de un PACS, si no se realizó a la vez que se instaló la CR. Figura 2.49 Los espectros ópticos utilizados en un Una de las ventajas que CR sobre sistema de radiografía computarizada (CR). La luz radiografía pantalla-película es su mucho láser de color rojo, estimula la liberación de la mayor rango dinámico, de casi cinco órdenes energía atrapada de los rayos X, por los electrones atrapados en estados de excitación en la placa de de magnitud de exposición a la radiación, imagen. Cuando la energía del electrón atrapado se frente a los menos de dos en los sistemas de libera, se emite un amplio espectro de luz azul-verde. radiología analógica, figura 2.50. Una placa Un filtro óptico, colocado en delante del tubo fotomultiplicador (PMT), impide la detección de la radiológica obtenida por un disparo de RX en un sistema de radiología analógica puede dar luz láser de color rojo. lugar a una imagen que esté un poco clara o un poco oscura si ha faltado o sobrado dosis de radiación en el disparo realizado, respectivamente. Este problema que es una de las causas habituales de repetición de placas es muy difícil que se dé en CR dado el amplio margen dinámico que posee. El ruido en la imagen, principalmente moteado radiográfico, aumenta si el número de fotones que llega a cada punto del panel de fósforo, lo que luego va ser un píxel, es bajo. Imágenes CR expuestas a niveles bajos de exposición, mantienen una adecuada escala de grises en la imagen, pero tienen mayores niveles de ruido cuántico (moteado radiográfico). Las imágenes CR producidas con grandes exposiciones tienen un bajo ruido Figura 2.50 La figura muestra el rango de exposiciones (latitud de la película) en el que los cuántico, pero dan lugar a mayor dosis de casetes pantalla-película y el sistema CR producen rayos X para el paciente. densidades ópticas utilizables. De este modo, pocos fotones por píxel dan una baja relación señal/ruido. La relación señal/ruido mejora si se aumenta el número de fotones que se recoge en cada píxel. Ante esta situación el operador, para garantizar una alta calidad en la relación señal/ruido, aumenta la carga del disparo de RX. La relación señal/ruido ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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ha mejorado mucho pero la dosis de radiación al paciente también y eso hay que impedirlo a toda costa. Hay que obtener una buena calidad de imagen pero no se debe subir la dosis al paciente para mejorar excesivamente la relación señal/ruido. El problema expuesto pone de manifiesto que los equipos con CR deben de llevar incorporado un sistema de exposímetro automático. Este sistema corta el disparo de RX cuando la dosis de radiación que llega al sistema de imagen alcanza el nivel que se considera adecuado, lo cual incluye una adecuada relación señal/ruido y una dosis al paciente moderada, por supuesto siempre por debajo de los estándares que marcan la legislación y los protocolos de protección radiológica y de garantía de calidad en RX. Cuando se dispone de chasis de CR en un servicio de radiología es habitual realizar los estudios radiológicos con estos chasis a los pacientes que no se pueden desplazar hasta el servicio de radiodiagnóstico y hay que hacerles el estudio con un equipo portátil. La razón de usar siempre los chasis de CR es que se garantiza que no habrá que volver a repetir la placa por muy clara o muy oscura. Los equipos portátiles no disponen de exposímetro automático, por tanto que el disparo no imparta una dosis excesiva al paciente dependerá de la formación y actitud del operador de RX que realiza el disparo. Esta cuestión y un buen control de los exposímetros automáticos es un tema de responsabilidad del personal de protección radiológica que llevan a cabo el programa de garantía de calidad de las instalaciones de RX, pero una buena formación de los operadores de la instalación es tan importante o más, y jamás se podrá conseguir controlar totalmente este problema si los operadores de estos equipos no tienen clara su importancia. Para concluir con este tema de radiología digital se ha de mencionar dos aspectos finales. El primero es que la imagen que se obtiene del equipo lectura del chasis CR no es tal cual la imagen que nos muestra para su aceptación, sino que la imagen digital que se obtiene tras la lectura sufre una serie de procesamientos digitales mediante diversos algoritmos matemáticos, que eliminan imperfecciones del proceso de lectura de la placa, eliminan artefactos o fallos en la lectura de líneas, y que también mejoran la calidad de la imagen. El segundo aspecto es que esta modalidad posee una gran ventaja: este sistema se puede implementar cambiando solo los chasis y continuar utilizando su equipo de rayos X que posea, por lo que resulta económicamente ventajoso respecto a la radiografía digital, DR, que requiere utilizar un nuevo tipo de equipo de rayos X con un detector digital de imagen integrado. Por el momento, esta última opción sigue siendo más costosa, pero permite que el trabajo fluya mejor, dado que ya no es necesario utilizar chasis 2.7.2 Radiología digital directa. a) Sistemas basados en sensores CCD (CCD: Charge Coupled Device o Dispositivos de Carga Acoplada). Un sensor CCD es el dispositivo que capta las imágenes en las cámaras y las videocámaras digitales actuales. Un sensor CCD es un circuito integrado que contiene en una cara una matriz de elementos sensibles a la luz visible. Por ejemplo, para un tamaño de la matriz sensible de 2,5 x 2,5 cm esta puede contener 2048 x 2048 elementos y las imágenes que obtiene serán de 4 Megapixels de resolución y en la actualidad esta resolución va en aumento. La superficie de silicio de un elemento de la matriz del sensor CCD es fotosensible, de modo que cuando los fotones de luz visible interaccionan con el elemento, se liberan electrones y estos quedan atrapados en el mismo ya que actúa como un condensador eléctrico. La razón estriba en que hay barreras de potencial eléctrico entre los diferentes elementos, que impiden la migración de la carga entre elementos. Más electrones se producen en píxeles que reciben ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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mayor intensidad de la luz. La lectura posterior de la carga almacenada en cada elemento y su conversión a un valor digital es el proceso que permite obtener una imagen digital con estos sensores. La lectura de la carga almacenada en los diferentes elementos de la matriz del sensor CCD al obtener una imagen, se realiza de una forma muy peculiar ya que no se accede directamente a cada elemento para medir la carga almacenada. Si la descarga de cada elemento se hiciera por acceso directo desde el exterior hasta cada elemento, el cableado necesario para ello sería excesivo, baste pensar en el cableado que requeriría un CCD de 1 Megapixels. El método de lectura se basa en medir la carga del elemento que está en un extremo de la última fila, por ejemplo, el del extremo derecho, figura 2.51. Una vez leído un píxel se desplaza la carga de cada uno de los elementos del resto de esta fila a su elemento de la derecha y se vuelve a leer la carga del elemento del extremo derecho. El proceso se repite tantas veces como elementos hay en la fila, con ello se completa la lectura de la carga acumulada en cada uno de los elementos de la última fila. Una vez leída la última fila, ésta Figura 2.51 Dispositivo de carga acoplada (CCD) formado debe actualizarse con la información de la por una matriz de detectores de luz, en los que la carga fila superior, para lo cual se realiza una electrónica se acumula en cada elemento detector como transferencia por columnas, que consiste una respuesta a la exposición a la luz. Alternando voltajes en la transferencia simultánea de los entre los elementos detectores adyacentes, los paquetes de carga se mueven simultáneamente hacia abajo en cada paquetes de carga hacia el elemento columna de la matriz para actualizar la fila inferior. Esta inferior de la misma, lo que se logra fila inferior se lee horizontalmente, de modo que el paquete alternando los voltajes entre los elementos de carga de cada elemento detector alcanza el dispositivo adyacentes. Después que los paquetes de de lectura electrónica del CCD. Este proceso es repite hasta carga se han desplazado un elemento que la señal de cada elemento detector ha sido leída y hacia abajo en cada columna y la fila de digitalizada. lectura se ha actualizado, se repite el proceso de la lectura de la última fila y con ello se ha leído la penúltima fila del sensor CCD. Este proceso se repite hasta que la señal de cada elemento detector ha sido leída y digitalizada. La introducción de los sensores CCD en los equipos de radiodiagnóstico tuvo lugar a través de la fluoroscopia y el cine-radiografía. En estos dispositivos la luz amplificada generada a la salida del intensificador de imagen se acopla óptimamente al sensor CCD mediante lentes y fibra óptica, figura 2.52. La secuencia de imágenes que se obtiene es digital y de muy alta calidad. En imagen radiológica de pequeña superficie su aplicación puede ser fácil como es el caso de la radiología dental, en la que se usan pequeños campos de visión. En este caso la pantalla intensificadora es colocada frente al sensor CCD. Una placa intensificadora delante y en contacto con la cara activa del CCD hace de conversor fotónico: por cada fotón de rayos X que interacciona con la placa intensificadora esta emite un buen número de fotones del espectro visible a los cuales es muy sensible los elementos del CCD. El proceso se puede llevar a cabo con un alto índice de rendimiento dado su buen acoplo óptico. ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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Este tipo de uso del CCD se puede hacer extensivo a la obtención de imágenes radiológicas si el campo que se trata de visualizar no es de una superficie mucho más extensa que la del CCD. El equipo que se utiliza es una ligera modificación del mencionado para la radiología dental: una placa intensificadora del tamaño del campo a visualizar sufre la interacción del haz de RX y emite varios fotones de luz visible por cada fotón de rayos X que interaccionó con la placa. Un bloque de fibra óptica acoplado a toda la superficie de la otra cara de la placa intensificadora recoge la luz y la traslada, estrechándose por el camino, a la superficie del CCD. Si la proporción entre ambas superficies no es muy elevada, la luz que recoge el CCD puede ser suficiente para obtener una imagen de excelente calidad. Un ejemplo de ello puede ser el de las biopsias en mamografía donde el campo a visualizar puede ser de tan solo 5 x 5 cm. Este método no es aplicable directamente a la obtención de imágenes de tamaños mucho más grandes, por ejemplo imágenes de tórax donde el campo es de 35 x 43 cm, ya que la relación de superficies: campo a visualizar y superficie del CCD es muy grande y la calidad de la imagen resultante no es aceptable, pues es imposible enfocar la luz emitida por una pantalla intensificadora grande sobre una superficie del CCD sin perder una fracción muy grande de luz. Aún en los mejores sistemas de este tipo, la pérdida de luz es de aproximadamente el 99.7%. b) Sistemas basados en detectores de panel plano (FPD: Flat Panel Detector) Estos detectores son más conocidos con Figura 2.52 A - Muestra un dispositivo CCD acoplado a el nombre genérico de flat panel (FP) o través de lentes a la salida de un intensificador de imagen. también flat panel detector (FPD). El B- Acoplamiento mediante fibra óptica entre un campo de desarrollo tecnológico ha logrado un visión pequeño de la pantalla intensificadora y un sensor CCD. C- para las aplicaciones con grandes campos de control muy preciso de las técnicas de de sustancias visión se usan lentes que se acopladan a una pantalla deposición intensificadoras, resultando en una pérdida sustancial de semiconductoras sobre extensas áreas de fotones de luz. un substrato. Un campo de aplicación de estas técnicas es la denominada tecnología de matriz activa, y un ejemplo de ello son las pantallas planas de ordenador tipo TFT (TFT por sus siglas en inglés thin-film transistor, este sistema de detector plano hace uso de una tecnología similar a la que se usa en el monitor de una laptop). Este avance tecnológico se ha utilizado para desarrollar nuevos sistemas detectores de rayos X que permiten obtener imágenes digitales trascurridos tan sólo unos segundos desde la realización del disparo de rayos X y sin tener que manipular ningún chasis. El detector cuando recibe un disparo de rayos X genera una secuencia de datos numéricos que trasferirá al ordenador que controla el equipo. El detector obtiene directamente una imagen en formato digital. ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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La estructura interna de estos detectores es parecida al de las pantallas TFT pero con una diferencia importante: las pantallas TFT usan la matriz activa para mostrar en ella una imagen que está en formato digital en el ordenador, mientras que los detectores de panel plano recogen información del disparo de rayos X a través de una matriz activa, la digitalizan y el ordenador almacena el fichero de los datos recibidos desde el detector: la imagen digital. Existen dos sistemas bastante diferentes de equipos de radiología digital de panel plano: los sistemas de panel plano de detección indirecta y los sistemas de panel plano de detección directa. Los de detección indirecta convierten los fotones de rayos X en fotones de luz visible y estos los convertirán en carga eléctrica que es lo que la matriz activa convertirá en un número en el proceso de descarga. Los de detección directa convierten directamente los fotones de RX en carga eléctrica, el resto es muy similar a los de detección indirecta. Ambos sistemas convierten los fotones de rayos X que han interaccionado en la zona de detección de un píxel en una carga eléctrica almacenada en el elemento de la matriz activa correspondiente a dicho píxel. La lectura de la carga almacenada en cada píxel de la matriz activa durante un disparo de rayos X se inicia inmediatamente después que el equipo corta el haz de rayos X. El acceso a cada píxel de la matriz activa no se hace por cableado directo al mismo sino activando dos líneas de señal control: una de la fila del píxel y la otra la de la columna del píxel, pero en este proceso, a diferencia del que se menciono para los detectores CCD, la carga no va a llegar al exterior pasando por otros píxeles de la matriz activa sino que la línea de la columna que se ha activado conecta un solo píxel, a través de un multiplexor, con el conversor analógico-digital. Éste convierte la carga almacenada en un número que será el nivel de gris que se asigna al píxel. El píxel que se lee cada vez es el de la intersección de la fila y la columna que se ha activado. La diferencia entre el sistema panel plano de lectura indirecta y el sistema panel plano de lectura directa parece mínima pero tiene su importancia y se debe analizar. - Detector indirecto de panel plano. El detector indirecto de panel plano posee una matriz activa cuyos elementos son sensibles a los fotones de luz visible. Los fotones de rayos X interaccionan con un centellador que se ubica delante de la matriz activa y que produce múltiples fotones de luz visible por cada fotón de rayos X que interacciona con él. La luz se convierte en carga eléctrica mediante un fotodiodo de silicio amorfo que existe en cada elemento de la matriz activa, esta carga se va almacenando en el condensador del píxel, hasta que arranca el proceso de lectura al finalizar el disparo de rayos X. El término "indirecta" viene del hecho de que los rayos X son absorbidos en la pantalla, y la energía absorbida de los rayos X es transmitida a un fotodetector por los fotones de luz visible. Esta estrategia de detección indirecta es análoga a un sistema de pantalla-película, excepto que el sensor electrónico reemplaza la película de emulsión sensible a la luz. La película de doble emulsión es delgada y los rayos X la penetran con facilidad; por lo tanto, en un casete de pantalla-película, la película se intercala entre las pantallas para reducir la longitud promedio del camino de propagación de la luz y mejorar la resolución espacial. Los paneles planos son más gruesos que la película y no transmiten los rayos X, así, en consecuencia, un diseño de emparedado diseño no es posible. En su lugar, la pantalla de intensificación se coloca sobre la superficie frontal de la matriz de panel plano. Esto significa que la luz que emana de la parte posterior de la pantalla intensificadora golpea la pantalla plana, y gran parte de la luz que es liberada en la pantalla tiene para propagarse distancias relativamente grandes a través de la pantalla, lo que se traduce en mayor desenfoque. Para mejorar esta situación, la mayoría de los sistemas de detector de panel plano de radiografía general, usan pantallas de CsI en lugar de ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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Gd2O2S. El CSI se cultiva en los cristales en forma de columna o agujas, y las columnas actúan como tubos de luz para reducir la propagación lateral de la luz. Los parámetros: rendimiento de detección y resolución espacial, son esenciales para la calidad de la imagen, por tanto hay que buscar un espesor de centellador que mantenga un equilibrio entre ambos, y se obtenga una calidad de imagen adecuada. Las agujas de CsI (Yoduro de Cesio) además de ser un centellador de rendimiento de interacción con los fotones de rayos X aceptable, una vez que los fotones de luz se han producido en ellas tras la interacción del fotón de rayos X, se comportan como guías de luz y evitan la dispersión tan fuerte que se producía en las placas intensificadoras normales. Los flat panel indirectos con centellador de CsI logran tamaños de píxel de tan sólo 100 µm de lado. Para conseguir con estos centelladores basados en tierras raras, oxisulfitos de gadolinio Gd2O2S, un rendimiento de detección de los fotones de rayos X aceptable, estos deben de tener un espesor mínimo, pues como ya vimos mientras que en los chasis de la radiología analógica se puede ubicar una placa de centellador a cada lado de la película fotográfica, en el panel plano sólo se puede colocar una lámina de centellador entre el haz de rayos X y la matriz activa. Si se incrementa el espesor del centellador aumenta el rendimiento de detección de fotones de rayos X pero por el contrario se pierde resolución espacial. Los fotones de luz se producen y se dispersan a partir del punto del centellador en que interaccionó el fotón de rayos X. Si el punto de interacción está próximo a la superficie de entrada al centellador dará lugar a un haz de fotones de luz que llegarán a un mayor número de píxeles de la matriz activa que si interacciona en un punto próximo a la otra cara del centellador. Este problema se agrava aumentando el espesor del centellador. Una configuración típica para un sistema detector de panel plano se muestra en la figura. 2.53. La pantalla plana comprende un gran número de elementos detectores individuales, cada uno es capaz de almacenar carga en respuesta a la exposición de rayos X. Cada elemento detector tiene una región sensible a la luz, y en una pequeña esquina contiene los componentes electrónicos. Justo antes de la exposición, el condensador, que almacena la señal Figura 2.53 La matriz de detectores de pantalla plana posee acumulada de rayos X en cada elemento un gran número de elementos detectores discretos. Cada detector, es puesto a tierra, eliminando la elemento detector contiene un área sensible a la luz y una carga que persiste en el dispositivo, región que contiene los componentes electrónicos reiniciándolo. La región sensible a la luz es un fotoconductor, y los electrones son liberados en la región del fotoconductor expuestas a la luz visible. Durante la exposición, la carga se construye en cada elemento detector y se mantiene allí por el condensador. Después de la exposición, la carga en cada elemento detector se lee utilizando la electrónica como se ilustra en la figura. 2.54. Un transistor es un interruptor electrónico simple que tiene tres conexiones eléctricas: la puerta, la fuente, y el drenaje. Cada elemento detector en un detector de panel plano tiene un transistor asociado con él; la fuente es el condensador que almacena la carga acumulada durante la exposición, el drenaje está conectado a la línea de lectura (alambres verticales en la figura ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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2.54), y la puerta está conectada a los cables horizontales se muestran en la figura 2.54. La tensión negativa aplicada a la puerta hace que el interruptor se apague (sin conducción desde la fuente al drenaje), mientras que cuando un voltaje positivo se aplica a la puerta el interruptor está activado (fuente está conectada al drenaje). Debido a que cada elemento de detección tiene un transistor y el dispositivo se ha fabricado con la deposición de película delgada la tecnología, estos sistemas de panel plano se llaman transistor de película fina (TFT- thin-film transistor) de los receptores de la imagen. El procedimiento de lectura se produce como sigue. Durante la exposición, el voltaje negativo se aplica a todas las líneas de puerta, causando todos los interruptores de transistores en el reproductor de imágenes de panel plano se desactive. Por lo tanto, carga acumulada durante la exposición se mantiene en el condensador en cada elemento detector. Durante la lectura, el voltaje positivo es secuencialmente aplicado a cada línea de puerta (por ejemplo, Rl, R2, R3, como se muestra en la figura 2.54), una línea de puerta a un tiempo. Así, los interruptores para todos los elementos detectores a lo largo de una Figura 2.54 Proceso de lectura utilizado para leer fila están encendidos. El multiplexor (parte las matrices de detectores de panel plano. Se superior de la figura 2.54) es un dispositivo con muestran nueve elementos detectores (A hasta I). una serie de interruptores en el que un Tres líneas de puerta (líneas R1, R2 y R3) y tres interruptor se abre a la vez. El multiplexor líneas de lectura (columnas (C1,C2, y C3) se ilustra conecta secuencialmente cada alambre vertical (Por ejemplo, C1, C2, C3), a través de interruptores (S1, S2, S3), para el digitalizador, permitiendo que cada elemento detector a lo largo de cada fila pueda ser leído. Por ejemplo, refiriéndose a la figura 2.54, cuando R2 alambre se fija a una tensión de puerta positiva (todos los otros alambres horizontales son negativos), los interruptores en los elementos detectores D, E y F están abiertos. Por lo tanto, en principio la corriente puede fluir entre cada uno de estos elementos detectores (fuente) y el digitalizador (drenaje). En el multiplexor, si los interruptores S1 y S3 están apagados y S2 está activado, a continuación, los electrones acumulados en elemento detector E son libres de fluir (bajo el influencia de un voltaje aplicado) desde el condensador de almacenamiento, a través del amplificador de carga y del multiplexor (S2 está abierto) para el digitalizador. Así, la matriz de elementos detectores se lee en una forma de trama, con la línea de puerta se selecciona la fila y con el multiplexor se selecciona la columna. Por este método de lectura secuencial, la carga de cada elemento detector es leída desde el panel plano, digitalizada, y almacenada, formando una imagen digital. Nótese que en este procedimiento la señal de cada elemento detector no pasa a través de cualquier otro, como lo hace en un CCD. Esto significa que la eficiencia de transferencia de carga en un reproductor de imágenes de panel plano sólo necesita ser buena (aproximadamente 98%), mientras que para un CCD la eficiencia de la transferencia de carga tiene que ser excelente (mayor que 99,99%). Por lo tanto, los sistemas de panel plano son menos susceptibles a las imperfecciones que se producen durante la fabricación. Esto se traduce en la mejora de la eficiencia de costos de fabricación.

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El tamaño del elemento detector sobre un panel plano determina en gran medida la resolución espacial del sistema detector. Debido a que es deseable disponer de alta resolución espacial, se necesitan pequeños elementos detectores, entonces un aspecto a tener en cuenta en estos sistemas es el dominado factor de llenado (fill factor). El factor de llenado es la proporción de la superficie del píxel que es útil para recoger señal. En una esquina del píxel se ha de colocar la electrónica que permite la transferencia de la carga acumulada en él durante el disparo. Cuanto mayor sea esta zona menor será el fill factor y menor el rendimiento de detección. La electrónica que controla la transferencia de carga desde el píxel es un transistor que actúa de interruptor. Sin embargo, los componentes electrónicos (por ejemplo, el interruptor, un condensador, etc) de cada elemento detector ocupa una determinada área de la zona, por lo que, para los paneles planos con elementos detectores más pequeños, una fracción más grande del área del elemento detector no es sensible a la luz. Por lo tanto, la eficiencia de recolección de luz disminuye a medida que los Figura 2.55 Para las matrices de detección indirecta de elementos del detector se hacen más pantalla plana, la eficiencia de recolección de luz de cada pequeños. La relación del área sensible a elemento detector depende de la fracción de área que es la luz área a toda el área de cada elemento sensible a la luz. Esta fracción se denomina factor de detector se llama el factor de llenado, relleno, y un factor de relleno de alta es deseable. figura 2.55. Es deseable tener un alto factor de relleno, ya que los fotones de luz que no se detectan no contribuyen a la imagen. Si un número suficiente de los fotones de la luz generada en la pantalla de intensificación se han perdido debido a un factor de relleno bajo, entonces la resolución de contraste (que está relacionada con la relación señal-ruido) será degradada. Por lo tanto, la elección de las dimensiones del elemento detector requiere de un compromiso entre la resolución espacial y la resolución de contraste. - Detector directo de panel plano. El flat panel de detector directo convierte los fotones de rayos X que interaccionan con él directamente en carga eléctrica que se almacena en el condensador asociado a cada píxel. El resto es exactamente como en el detector de panel plano indirecto. Para conseguir la conversión directa se cambia el centellador y el fotoconversor por una capa de selenio amorfo (aSe) colocada sobre la matriz de TFT y entre cuyas caras se ha establecido una diferencia de potencial. Este material tiene algunas propiedades similares al silicio, excepto por su mayor número atómico. La interacción de los fotones de rayos X con el aSe libera electrones que son utilizados para formar directamente la imagen. Se aplica un voltaje negativo a una delgada capa metálica (electrodo) sobre la superficie frontal del detector, de modo que los elementos detectores están cargados positivamente en relación con el electrodo superior. Durante la exposición, las interacciones con los rayos X liberan electrones en la capa de selenio y bajo la acción del fuerte campo eléctrico existente en su seno emigran y son recogidos por el condensador del pixel sobre el cual físicamente. Después de la exposición, los elementos de detección se leen tal como se hace con los sistemas indirectos descritos anteriormente. ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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Ya vimos que en los sistemas indirectos, la luz que se libera en la pantalla intensificadora se debe propagar una distancia relativamente grande a través de la pantalla hasta el arreglo de elementos detectores TFT, y esto provoca una cierta cantidad de borrosidad, de igual manera al experimentado en los detectores pantalla-película. También vimos que para los detectores indirectos de panel plano, se usa en muchas ocasiones una estructura de CsI en forma de columna para ayudar a dirigir los fotones de luz hacia el detector y reducir la dispersión lateral. Este enfoque funciona bien, pero una cantidad significativa de desenfoque laterales se produce todavía. El campo eléctrico va servir para que la carga producida en cualquier interacción de un fotón de rayos X se recoja exactamente en el píxel sobre el cual está ubicado el punto del aSe en el cual se produjo la interacción, y además mediante ajuste adecuado de este campo eléctrico se puede conseguir un fill factor efectivo mejor que en los flat panel de detección indirecta. Por dos razones, la primera es que los electrones se pueden hacer viajar con un alto grado de direccionalidad por la aplicación 2.56 A: Sección transversal de un sistema de panel plano de de un campo eléctrico, figura 2.56. detección indirecta. Los rayos X interactúan con un Por lo tanto, prácticamente no hay centelleador, donde la luz visible es emitida y se difunde hacia los elementos detectores fotosensibles del panel. B: Detectores estos sistemas de detección casi no se directos de panel plano. A menudo utilizan una capa de produce borrosidad. Además, las selenio amorfo acoplado a una matriz TFT. En un dispositivo líneas del campo eléctrico pueden ser de panel plano de detección directa, la interacción con los localmente alteradas en cada elemento rayos X con el selenio libera electrones de la capa, que se de detección por el diseño del utilizan para formar la la señal directamente. Un campo eléctrico aplicado a través de la capa de selenio minimiza apropiado del electrodo, de modo que la propagación lateral de los electrones, que mantiene la la zona sensible del elemento detector puede recoger electrones, que de otro resolución espacial. modo llegan a zonas no sensibles de cada elemento de detección, aumentando el relleno eficaz factor. Debido a la capacidad para dirigir la trayectoria de los electrones en los sistemas de detección directa sistemas, la resolución espacial está típicamente limitada sólo por las dimensiones del elemento detector. El selenio amorfo tiene de número atómico Z = 34 mayor que el silicio, Z = 14, pero este es aún bajo comparado con los números atómicos de los elementos que contienen las pantallas de fósforo, como el gadolinio con Z = 64 o el cesio de Z = 55 y el coeficiente de atenuación es relativamente bajo en las energías de diagnóstico, de 40 a 130 keV aproximadamente. Éste valor no muy alto de Z del aSe es la causa de que su rendimiento de interacción con los rayos X no sea muy alto, el rendimiento de interacción con los rayos X de un material es proporcional a su Z. Para compensar este problema se usa un capa de aSe más gruesa con lo cual se consiguen rendimientos de interacción muy aceptables. Mayor espesor de detector da lugar a mayor rendimiento de interacción. Las pantallas intensificadoras necesitan ser suficientemente delgadas para reducir la dispersión de la luz y preservar la resolución ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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espacial, pero como en estos detectores de selenio no hay dispersión lateral debido al campo eléctrico, los detectores de selenio pueden ser fabricados mucho más gruesos. Se ha de tener en cuenta que en este tipo de detectores el mayor espesor del detector no degrada la resolución del sistema ya que el fuerte campo eléctrico existente en el seno del aSe dirige los iones que produce cada interacción de un fotón de rayos X en el seno del aSe, directamente en la perpendicular a la matriz activa, e impide la dispersión en otras direcciones. Si se produjera dispersión, esta sería más acentuada cuanto más grueso fuera el detector y por tanto más degradaría la resolución. 2.8 Fluoroscopía convencional y digital. La fluoroscopia es una técnica que nos permite obtener la imagen instantánea de los cambios que ocurren en el paciente y nos provee de información en tiempo real sobre los procesos dinámicos en estudio que ocurren en el cuerpo humano. Entonces podemos definir la fluoroscopía como la técnica en la que el haz útil de rayos X, después de atravesar el cuerpo del paciente, produce una imagen dinámica. La función principal del fluoroscopio es ayudar al radiólogo a observar visualmente los estudios dinámicos del cuerpo humano. Estos estudios dinámicos son exámenes que muestran el movimiento de estructuras o la circulación de líquidos internos. Durante la fluoroscopia, el radiólogo suele utilizar medios de contraste para resaltar la estructura anatómica de interés, así puede observar una imagen continua de la estructura interna mientras el tubo de rayos X está activo. Hoy en día se considera la fluoroscopía como una técnica no diagnóstica, sino como una técnica auxiliar o complementaria con indicaciones muy precisas, ya que el diagnóstico requiere siempre de la imagen sobre una radiografía, es decir, una imagen permanente. De la fluoroscopía surgen una variedad de técnicas y procedimientos como son la serioradiografía y la angiografía. A la práctica seriada de interrumpir la fluoroscopía cuando es necesario para registrar una imagen en una radiografía es lo que se denomina serioradiografía, mientras que cuando la fluoroscopía se utiliza para visualizar vasos sanguíneos recibe el nombre de angiografía. 2.8.1 Fluoroscopía convencional. Las primeras técnicas fluoroscópicas los rayos X que emergen del paciente incidían directamente sobre una pantalla fluorescente. La luz emitida por la pantalla en respuesta a la razón de energía depositada por los rayos X, era visualizada por el radiólogo desde una distancia de entre 25 y 40 cm, a través de una delgada placa de vidrio plomado para proteger al radiólogo de la radiación emitida por la pantalla. La imagen percibida era muy tenue y con una pobre visibilidad de los detalles. Posteriormente se diseñaron elementos ópticos que evitaban que el radiólogo observara el haz directamente, pero aún presentaban muchas dificultades. Los estudios tratando de mejorar la débil iluminación de las pantallas fluoroscópicas condujeron al desarrollo del intensificador de imagen. En la actualidad con el uso de los intensificadores de imagen ha mejorado considerablemente la imagen fluoroscópica. Un intensificador de imagen en un sistema de imagen de fluoroscopia, elimina los defectos de la imagen fluoroscópica mencionados anteriormente como la falta de brillo, nitidez y contraste en la imagen. Estos dispositivos permiten la intensificación electro-óptica de la imagen fluoroscópica y de esta manera poder manipular la brillantez de la imagen, nitidez y ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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contraste de manera individual. La fluoroscopia es un proceso dinámico en el cual se han de observar imágenes en salas de examen iluminadas débilmente, por lo que el radiólogo debe adaptarse no sólo al movimiento de las imágenes, sino también a la visión de imágenes tenues en condiciones de baja iluminación. La principal ventaja de los equipos de fluoroscopia provistos de intensificador sobre los convencionales es el mayor brillo de la imagen que ofrecen.

Figura 2.57 Esquema que muestra el uso de un intensificador de imagen con diferentes accesorios para realizar una fluoroscopia y otros tipos de exámenes.

- Sistemas de fluoroscopía. Es el conjunto formado por los elementos que reciben la porción del haz útil transmitida a través del paciente para la formación de la imagen, mediante una pantalla fluorescente o bien en una película, junto con los dispositivos para su soporte mecánico, más los intensificadores de imagen y cámaras de televisión usados en fluoroscopia, tal como se muestra en la figura 2.57. En un equipo de fluoroscopia moderno se puede ver que el tubo de rayos X está debajo de la mesa de tratamiento y encima de la misma, se sitúan el intensificador de imagen y otros dispositivos de detección. La parte más importante en un sistema de fluoroscopía es el tubo intensificador de imagen (TII), pues permiten una gran flexibilidad en la manipulación de la información fluoroscópica, ya que la misma puede ser observada por un sistema óptico que la aumenta hasta aproximadamente el mismo tamaño que el original o ser transmitida a otros sistemas de visualización como cámaras o TV y, de este modo, el radiólogo dispone de varias opciones para visualizar la imagen, figura 2.57. La introducción del monitor de TV como sistema receptor de imagen, permitió además que el operador no estuviera junto al paciente durante el estudio, pudiendo encontrarse protegido por la cabina blindada o incluso en una sala adjunta, donde dirige el movimiento de la mesa y regula los colimadores, salvo de cuando se trata de exploraciones intervencionistas, ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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como angiografías y cateterismos, que sí requieren de su presencia en la sala. Debido al largo tiempo de exposición necesario para visualizar el movimiento de los líquidos y estructuras, las dosis que recibe el paciente son muy elevadas, mucho más que en el examen radiográfico. - Tubo intensificador de imagen. El TII tiene las siguientes partes: a) carcasa metálica protectora, b) tubo de vidrio al vacío, c) elemento fosforescente de entrada, d) fotocátodo e) elemento fosforescente de salida y f) lentes electrostáticos. A continuación explicaremos cada uno de ellas. El tubo de vidrio es de una longitud de 50 cm y está al vacío. Para su instalación se monta dentro de un contenedor metálico que lo protege del trato brusco, figura 2.2. Uno de los extremos del tubo de vidrio es una superficie convexa la cual está revestida interiormente con una delgada capa de fósforo o material fosforescente, que convierte los rayos X en luz visible, al igual que en las pantalla intensificadoras. Detrás de este revestimiento de fósforo, se encuentra el fotocátodo, que es una capa metálica unida directamente al fósforo de entrada mediante una capa adhesiva fina y transparente de cesio y antimonio. Los rayos X de la fuente que atraviesan el paciente, penetran a través de su envoltura de vidrio y chocan con la pantalla fosforescente formada por la capa de material fosforescente depositada en el interior de la pantalla de entrada que absorbe entre el 60 y el 70 % de los rayos X que inciden en ella, convirtiendo su energía en luz visible. La luz producida por el material fluorescente es absorbida por el fotocátodo, el cual emite electrones de baja energía dentro del tubo al vacío en proporción directa a la intensidad del haz de radiación. El fotocátodo consta de una fina capa de compuestos de cesio y antimonio que emiten electrones cuando son estimulados con luz. Este proceso se conoce por fotoemisión y se dice que el fotocátodo es una superficie fotoemisora. Este término se asemeja al de emisión termoiónica, que denota la emisión de electrones por estimulación térmica En la fotoemisión también se emiten electrones, pero la estimulación está producida por luz. El número de electrones emitidos por el fotocátodo es directamente proporcional a la cantidad de rayos X incidentes sobre el mismo. En una absorción típica de un fotón de rayos X se emiten alrededor de 100 electrones. Estos se aceleran en dirección al ánodo al otro lado del tubo, donde se encuentra el elemento fosforescente de salida formado por cristales de sulfuro de cadmio y cinc con el que, al impactar los electrones producen luz. Si queremos que esta imagen sea precisa, los electrones deben seguir un camino determinado desde el fotocátodo hasta el elemento fosforescente de salida. La diferencia de potencial mediante la que son acelerados los electrones dentro del tubo es de 25 000 V. Los electrones llegan al elemento fosforescente de salida con una energía cinética alta y contiene la imagen del elemento fosforescente de entrada en formato reducido de unos 3 cm de diámetro. El ánodo es una placa circular con un orificio en su centro que permite el paso de los electrones hacia el fósforo de salida. Para obtener una señal máxima para una exposición dada, la pantalla fosforescente debe ser lo suficientemente gruesa como para que absorber la mayoría de los rayos X que llegan a ella y lo suficientemente delgada para asegurar que la luz de la pantalla no diverja demasiado antes de alcanzar el fotocátodo. Esto se soluciona con una pantalla construida mediante el crecimiento de cristales de CsI directamente en la superficie interior del tubo, el inserto en la figura 2.58 muestra una fotografía de un mosaico de tales cristales. La estructura de estos cristales en forma de aguja evita que la luz se disperse pues son como “conductos” que llevan la luz hasta el fotocátodo, o sea resultan canalizaciones microluminosas que presentan baja ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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dispersión y al mismo tiempo estos cristales se pueden crecer lo suficientemente gruesos como para absorber la mayoría de la radiación, entonces con este diseño se logra baja dispersión y una resolución espacial excelente. Los cristales de CsI se desarrollan a modo de agujas minúsculas y están concentrados en capas de dimensiones 100 x 200 µm.

Figura 2.58 Tubo intensificador de imagen. El inserto muestra una fotografía de la capa de CsI. Esta capa está formada por cristales que conducen la luz como en un “conducto” a través de los cuales se propaga la luz, evitando que la luz se disperse y la dirigen al fotocátodo.

El elemento fosforescente de salida suele estar constituido por cristales de sulfuro de cadmio y cinc (ZnCdS). Cuando estos electrones de alta energía interaccionan con el fósforo de salida se produce una considerable cantidad de luz. Los electrones deben ser enfocados para formar una imagen precisa de gran brillantez en la pantalla de salida fluorescente o pantalla de visualización del intensificador. Esta imagen del órgano examinado es idéntica a la imagen original que se formó a la entrada excepto que es una imagen espejo y en tamaño más reducido y de alrededor de decenas de miles de veces más brillante que la imagen en la pantalla fluorescente de entrada. Por ejemplo, para un elemento fosforescente de salida de 2.5 cm (sus tamaños estándar varían entre 2.5 y 5 cm) y un tamaño del elemento fosforescente de entrada de 25 cm (sus tamaños estándar varían entre 10 y 35 cm) la brillantez de la imagen salida es más brillante alrededor por dos razones fundamentales: 1. La imagen debe ser reducida de un diámetro de 25 cm a 2.5 cm lo que representa un factor de 10 para esta dimensión y para el área representa un factor de 100 y como el número de electrones que alcanza la pantalla de salida fluorescente es igual al número que abandona la pantalla fluorescente de entrada, el número de electrones por unidad de área que choca con la pantalla de salida será incrementado por 100. Esto es conocido como ganancia de reducción, que es igual al cociente al cuadrado entre el diámetro del elemento fosforescente de entrada y el de salida. En el ejemplo tratado es, (25/2.5)2 = 100.

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2. Los electrones serán acelerados a una alta energía dentro del tubo mediante una diferencia de potencial de 25 kV y como resultado al chocar con la pantalla de salida supongamos mos que cada uno producirá aproximadamente unas 100 veces más fotones de luz de los que fueron necesarios para crearlo. El número de fotones de luz que se produce en el elemento fosforescente de salida por cada fotoelectrón que se produce en el elemento de entrada se denomina ganancia de flujo,, en este ejemplo es 100. Entonces la ganancia total en brillantez es de alrededor de 100x100=10000. De aquí, la capacidad del tubo intensificador para aumentar el brillo se llama ganancia de brillo y es el producto de la ganancia de reducción por la ganancia de flujo, o sea el aumento de iluminación de la imagen se debe al incremento de fotones de luz producidos en el elemento fosforescente de salida, comparado con el número de fotoelectrones del el elemento emento de entrada, y a la reducción entre el elemento fosforescente de entrada y el de salida. La ganancia de brillo de los TII es de 5 000 a 20 000 y disminuye con la edad del tubo. Ejemplo 13.. ¿Cuál es la ganancia de brillo de un TII de 17 cm que tiene una ganancia de flujo de 120 y un elemento fosforescente de salida de 2.5 cm? (17/2.5)2 x120= 46 x 120 = 5 520 El fotocátodo debe ser un convertidor eficiente de luz de la pantalla en fotoelectrones fotoelectrones, mientras que la pantalla de visualización debe ser un eficiente emisor de luz que pueda ser detectada eficientemente por el ojo humano o por la cámara de TV bajo el bombardeo de electrones. La pantalla de visualización puede ser observada por un sistema óptico que la aumenta hasta aproximadamente el mismo tamaño que el original o ser transmitida a otros sistemas de visualización como cámaras o TV. Al tubo intensific intensificador de imagen se le añadieron un número de electrodos en su interior que posibilitan enfocar menores áreas de la pantalla de entrada sobre 2 cm de la pantalla fluorescente de salida, con ganancia en la resolución pero con pérdidas en la brillantez. Los fabricantes bricantes dan al usuario las opciones de 2 o 3 tamaños de campos discretos y recientemente existen intensificadores que permiten la variación continua en el tamaño del campo hasta un máximo de 35 Figura 2.59 El tubo intensificador de imagen 25/17 cm. Ya en su mayoría, los intensificadores produce, en el modo 17 cm, una imagen aumentada. aumentada de imagen son multicampo ticampo y ofrecen una flexibilidad considerablemente superior superior en todos los exámenes fluoroscópicos; estos intensifi intensificadores multicampo son de uso normalizado. Los tubos de doble foco se fabrican en múltiples tamaños, si bien el más habitual es el de 25 cm - 177 cm (25/17). También se utilizan a menudo tubos trifoco de 25/17/12 o 23/15/10. Estas dimensiones numéricas se refieren al diámetro del elemento fosforescente de entrada del tubo intensificador de imagen. En la figura 2.33 se ilustra el funcionamiento de un tubo multifoco 25/17. En modo 25 cm, los fotoelectrones fotoelectrones que se producen en el fósforo de entrada son acelerados dos en dirección al fósforo de salida. Si se cambia a modo 17 cm se aumenta ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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el potencial de las lentes electrostáticas, lo que hace que el punto focal de los electrones se separe del fósforo de salida. En consecuencia, sólo los fotoelectrones de la parte central de 17 cm de diámetro del fósforo de entrada inciden en el de salida. Como resultado de este cambio de punto focal se reduce el campo y se obtiene un aumento de la imagen. Un tubo 25/17 en modo 17 cm producirá una imagen 1.5 veces mayor que la que se obtiene trabajando a 25 cm, de este modo el empleo de la dimensión menor en un tubo intensificador de imagen multicampo, siempre produce una ampliación de la imagen, con un factor de aumento directamente proporcional al cociente de los diámetros de los tubos. La obtención de la imagen ampliada tiene su contrapartida. Cuando se trabaja en modo aumentado, la ganancia de reducción disminuye y al elemento fosforescente de salida llegan menos fotoelectrones. Como resultado se obtiene una imagen más tenue. Para mantener el nivel de brillo se incrementa automáticamente la corriente instantánea del tubo de rayos X, lo que eleva la dosis que recibe el paciente. El aumento de esta dosis equivale aproximadamente a la proporción del área del fósforo de entrada utilizado, o a (2,5/17)2 = 2.2 veces la dosis obtenida si se emplea el modo de campo mayor. Este aumento de la dosis que recibe el paciente produce una mejora en la calidad de la imagen, pues la dosis es mayor porque se utilizan más fotones por unidad de superficie para formar la imagen. El resultado es una reducción del ruido y un aumento de la resolución de contraste. Ejemplo 14. Si se usa un tubo intensificador de imagen de 23/15/10 en modo 10 cm, ¿en qué medida aumenta la dosis de radiación que recibe el paciente con respecto al modo de funcionamiento de 23 cm? (23/10)2 = 5,3 veces más Los rayos X que pasan a través del paciente inciden en la pantalla fluorescente del intensificador de imagen y como ya conocemos se forma una imagen visible muy intensa en la pantalla fluorescente S. El radiólogo puede ver esta imagen sin necesidad de adaptar sus ojos a la oscuridad y de muchas maneras diferentes, bien directamente por un sistema de espejos o bien indirectamente a través de una cámara de TV que forma parte de un circuito cerrado de TV. Esta imagen puede ser electrónicamente procesada y vista en un monitor y si la imagen quiere ser registrada se puede obtener mediante un casete que se mueve de manera automática en el espacio entre el paciente y el intensificador. Si se desea obtener una imagen precisa, los electrones deben seguir un camino determinado desde el fotocátodo hasta el fósforo. La rama de la ingeniería que se ocupa de que los electrones mantengan el camino adecuado es la optoelectrónica, así llamada porque los electrones emitidos por la superficie del tubo intensificador de imagen deben ser enfocados como si fueran rayos de luz. Los dispositivos encargados de este control reciben el nombre de lentes electrostática. El mejoramiento de la óptica electrónica del intensificador de imagen ha posibilitado alcanzar una óptima resolución con un mínimo de distorsión y mucha mejoría en el contraste. 2.8.2 Fluoroscopía digital. La estrategia en el desarrollo de la fluoroscopía digital, consistió en utilizar un equipo de fluoroscopía convencional y colocar un ordenador entre la cámara y el monitor de TV. La señal de vídeo que sale de la cámara pasa a través del ordenador, experimenta diversas ______________________________________________________________________________________________________ Lic. Pablo Toledo Jiménez

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manipulaciones antes de ser transmitida al monitor de televisión para su visualización. Las dos principales ventajas de la FD sobre la convencional son: la velocidad de adquisición de imágenes y la mejora del contraste. Un examen mediante FD se realiza de forma muy parecida a una fluoroscopía convencional. Para el observador inexperto, el equipo utilizado es exactamente el mismo y solo podría encontrar algunas diferencias en el aspecto externo del mismo, como son la presencia de una computadora, la consola de control más complicada, el teclado típico de una computadora, etc. Pero existen muchas diferencias desde el punto de vista de su funcionamiento. Durante la FD, el tubo de rayos X colocado bajo la camilla funciona exactamente igual que durante la radiografía, pero la diferencia más significativa entre los sistemas basados en intensificadores y la tecnología digital es que el intensificador de imagen es reemplazado junto con la óptica y los convertidores análogo-digitales, por un detector digital del mismo tipo a los estudiados en la radiografía digital generalmente del tipo CCD, que convierte los fotones incidentes en una matriz digital de valores sin necesidad de ningún otro proceso adicional. Una gran ventaja de la fluoroscopía digital es que su rango dinámico es mayor al sistema basado en TII. Ya vimos que un detector digital posee un rango dinámico varias veces superior al mejor de los sistemas basados en un intensificador de imagen y los beneficios de un detector digital, incluyen una alta eficiencia, mayores áreas (20.5 x 20.5 cm2), alta resolución espacial, imágenes sin distorsión y menor probabilidad de fallo y a la vez que es capaz de generar imágenes de 1024x1024 píxeles, a treinta imágenes por segundo. Si el ordenador tiene un rango dinámico grande permitirá una mayor latitud de la imagen, se podrá variar electrónicamente el contraste de la región de interés y la información final será mucho mayor. Cuanto más ancho sea el rango dinámico, mayores serán las características anatómicas que puedan ser visualizadas. En otras palabras, el tener un rango dinámico de exposición grande permite la visualización en una misma imagen tanto de características anatómicas altamente radio-transparentes (pulmón), como de características anatómicas altamente radio-opacas (huesos). Otra gran ventaja de la fluoroscopía digital es que permite utilizar la técnica de sustracción digital, que consiste en un conjunto de técnicas digitales en las que se resta una imagen obtenida en un momento determinado de otra obtenida después. Esta técnica proporciona imágenes instantáneas y en tiempo real.

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