Aspectos físicos de la garantía de calidad en equipos de tomografía computarizada y rayos X convencionales

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Texto completo

(1)Universidad de Los Andes Facultad de Ciencias Departamento de Física. Aspectos Físicos de la Garantía de Calidad en Equipos de Tomografía Computarizada y Rayos X Convencionales. Jeannilet C. Giménez L. Tutor: Dr. Pedro Silva. IVIC, Miranda-Venezuela Co-Tutor: Mario Cosenza. ULA, Mérida-Venezuela Julio de 2008.

(2) RESUMEN. Se desarrollaron y diseñaron dos protocolos para equipos de rayos X y tomografía computarizada, con los cuales se verifica el buen funcionamiento de los mismos, así como la adecuada correspondencia entre los valores indicados y los valores medidos de los parámetros del equipo, que son de utilidad para la obtención de la imagen radiográfica. Los protocolos están comprendidos por una serie de pruebas no invasivas, las cuales permiten conocer el nivel de seguridad y estabilidad del equipo, la exactitud y repetibilidad de los parámetros que caracterizan al haz de rayos X, así como las dosis recibidas por los pacientes durante los exámenes y las dosis probables que reciben los operadores y publico. Entre las pruebas que se aplican en los protocolos se encuentran: radiación de fuga, coincidencia y alineación del haz de radiación, filtración total, rendimiento del tubo, linealidad de la tasa de kerma en aire, voltaje aplicado al tubo, tiempo de exposición, control automático de exposición y dosis recibidas por los pacientes.. ii.

(3) DEDICATORIA. A mi papá que desde el cielo me siguió cuidando, a pesar que solo estuvo en mi infancia dejo la huella para que creciera con su presencia y tratara de escoger siempre el buen camino a pesar de las dificultades que se pudiesen presentar.. A mi madre quien me enseño a tener fortaleza y coraje para enfrentarme a todas esas dificultades con la frente en alto.. A mis sobrinos bellos y adorados Eduardo A. y Alba Patricia quienes son mi inspiración, solo verlos da motivo para sonreír.. Y especialmente a Henso quien me ha brindado por más de 5 años su hombro para poder permanecer de pie, quien me ha dado miles de empujones y palabras para que no me rindiera. Gracias Gordito por estar a mi lado, sin ti no lo hubiese logrado.. iii.

(4) AGRADECIMIENTO. En el transcurso de mi carrera han pasado mucha gente quienes han aportado de alguna manera un granito para que pudiese llegar aquí, no los puedo colocar a todos porque sino en vez de una tesis seria un libro de gratitudes, pero esas cosas y momentos en donde me dieron su apoyo no los olvido y están presentes en mi corazón.. Debo comenzar agradeciéndole a mi prima Mayra quien me apoyo para poder dar el primer paso de irme a Mérida a buscar mis sueños de tener un mejor futuro y hacer lo que quería.. A Alba quien fue mi angelito de la guardia, ofreciéndome su casa y familia como mía.. A mis hermanos Jesús A. Jaidira y especialmente a Jeannette por no dejarme nunca sola, haciendo que nunca me olvidara del significado y la importancia de estar con la familia.. A mis tías y primas que siempre han estado pendientes de mí.. Al Dr. Mario Cosenza por enseñarnos a querer la física y ser ese padre, ese apoyo que todos necesitamos. Siempre tiene una palabra, una sonrisa, sabe escucharnos y aconsejarnos, debería haber más personas con una calidad humana tan grande como la suya.. iv.

(5) Al Dr. Pedro Silva, quien a parte de ser un excelente profesional, es un gran amigo con una voluntad inmensa de querer ayudar y apoyar a los alumnos. Gracias profe por abrirme las puertas y darme esta oportunidad.. Al Dr. Federico Gutt y SefimedCA por haberme brindado la oportunidad de realizar mis mediciones y aprender mucho más sobre estos equipos con los que realice mi tesis.. A la Universidad de los Andes. Facultad de Ciencias, por ser mí casa estos 6 años.. Al Instituto Venezolano de Investigación Científica (IVIC), mi casa este ultimo año. Y a la Sra. Corina por ayudarme y apoyarme en los momentos difíciles.. A mis compañeros de la ULA con quien amanecí muchas veces estudiando y disfrutando (Henso, Roberto, Luis, Yunior, Andrés, Homero, Marcos, José L, Chino, Almeira, Laura, Engel, Miguel).. A mis compañeros en el IVIC, quienes me acompañaron este ultimo año ofreciéndome su cariño y apoyo (Dinora, Johan, Judith, Karin, Marcos, José G. Jonny, Sra. Arelis, Carlitos, Maria A, Yade).. v.

(6) ÍNDICE GENERAL. RESUMEN………………..…………………………………………………………..ii DEDICATORIA……………..…………………………………………….…………iii AGRADECIMIENTOS……………………..…………………………….………….iv CAPITULO I. INTRODUCCIÓN………………………………….………………...1 1.1. Objetivo…………………………………………………………….…………….3 1.2. Antecedentes………………………………………………………….……..……3 1.3. Interacción de los Rayos X con la materia…………….………………….……...5 1.3.1. Efecto Fotoeléctrico………………………………………………….………...5 1.3.2. Efecto Compton……………………………………………..………….………7 1.3.3. Producción de Pares………………………………………….……….………..8 1.4. Producción de los Rayos X……………………………………….……….….....10 1.4.1. Radiación Característica o Rayos X Fluorescentes……………….…………..10 1.4.2. Rayos X Bremsstrahlung………………………………………….…………..12 1.5. Filtración de los Rayos X y Calidad del Haz……………………….…………...18 1.5.1. Filtración de los Rayos X……………………………………………….........18 1.5.2. Modelo de Propagación…………………………………………….…….........20 1.5.3. Curva de Atenuación y Capa de Valor Medio…………………….………….22 1.6. Magnitudes y Unidades Dosimétricas………………………………….……….22 1.7. Equipos de Rayos X y Tomografía Computarizada e Instrumentación….……...24 1.7.1. Tubo de Rayos X……………………………………………………….……...24 1.7.1.1. Cátodo……………………………………………………………….………26 1.7.1.2. Ánodo……………………………………………………………….…........27 1.7.1.3. Efecto Talón………………………………………………………….……...28 1.7.1.4. Filtración…………………………………………………………….………29. vi.

(7) 1.7.1.5. Colimadores……………………………………………………….………...30 1.7.2. Equipo de Rayos X Convencionales…………………….………………........30 1.7.3. Tomógrafo Computarizado………………………………….………………..31 1.7.4. Cámara de Ionización…………………………………………….…….……..34 1.7.4.1. Cámara de Aire Libre………………………………………….………........35 1.7.4.2. Cámara de Placas Paralelas………………………………….……………...36 1.7.4.3. Dosímetros Semiconductores…………………………………….……........36 1.7.4.4. Cámara Tipo Lápiz para TC…………………………………….…………..38 1.8. Medición de los Parámetros Necesarios para la Evaluación de los Equipos……39 1.8.1. Producción de la Ionización…………………………………………….…….39 1.8.2. Exposición y Taza de Exposición……………………………………….........41 1.8.3. Kerma…………………………………………………………………………44 1.8.4. Dosis Absorbida…………………………………………………….………...45 1.8.5. Tensión del Tubo (kVp)……………………………………………….……...45 CAPITULO II. MATERIALES Y MÉTODOS…………………………….……….47 2.1. Pruebas que deben Realizarse………………………………………….………..48 2.1.1. Pruebas de Aceptación………………………………………………………...48 2.1.2. Pruebas de Constancia Inicial………………………………………..………..48 2.1.3. Pruebas de Constancia (Periódicos)…………………………………………...49 2.2. Descripción de las Pruebas Realizadas………………………………..………...49 2.2.1. Evaluación Física y Visual………………………………………………........49 2.2.2. Seguridad Radiológica………………………………………………………...49 2.2.3. Parámetros Geométricos………………………………………………………50 2.2.4. Calidad del Haz y Tiempo de Exposición…………………………………….51 2.2.5. Rendimiento del Kerma…………………………………………….…………52 2.2.6. Control Automático de Exposición…………………………………………...53 2.2.7. Calidad de la Imagen para Equipos TC……………………………………….53 2.2.8. Dosimetría……………………………………………………………………..54 2.3. Desarrollo Experimental de las Pruebas…………………………….…………..54. vii.

(8) 2.4. Cálculos e Incertidumbres…………………………………………...………….56 CAPITULO III. ANALÍSIS Y RESULTADOS 3.1. Equipo de Tomografía Computarizada…………………………………….........61 3.2. Equipo de Rayos X Convencional…………………………………..…………..85 CONCLUSIONES……………………………………………………….…………100 BIBLIOGRAFIA…………………………………………………………………...102 APENDICE…………………………………………………………………………106 I. Protocolo de Control de Calidad para Equipos de Rayos X……………………...109 II. Protocolo de Control de Calidad para Equipos de Tomografía Computarizada ……………………………………………………………………..162. viii.

(9) LISTA DE FIGURAS. Figura 1.1. Primera Radiografía Registrada en la Historia, Donde Aparece la Mano Izquierda de la Esposa de Röntgen………………………………4 Figura 1.2. Dibujo del Efecto Fotoeléctrico…………………………………….…….6 Figura 1.3. Ilustración del Efecto Compton…………………………………...............8 Figura 1.4. Probabilidades relativas de los tres mecánicos de interacción. Los fotones de baja energía son absorbidos primordialmente a través del mecanismo fotoeléctrico, los fotones de alta energía por la producción de pares y los fotones de energías intermedias por el efecto Compton…………….........9 Figura 1.5. Sección Transversal del Átomo para la Producción de Rayos X Fluorescentes por Fotones……………………………………………........12 Figura 1.6. Fracción de las Energía de los Electrones más Bajas que son Consumidas en Producción de Rayos X Bremsstrahlung en Blancos de Tungsteno Fino y Grueso…………………………………………………………13 Figura 1.7. Espectro de Energía de Radiación Bremsstrahlung sin Filtro para un Blanco Fino…………………………………………………………...14 Figura 1.8. Espectro de Energía de Radiación Bremsstrahlung sin Filtro para un Blanco Grueso………………………………………………………...15 Figura 1.9. Espectro de Intensidad Bremsstrahlung…………………………………17. ix.

(10) Figura 1.10. Comparación de la Distribución Direccional de los Rayos X Fluorescentes de la Capa K y Bremsstrahlung para Electrones Incidentes de 50 y 500 keV sobre un Blanco Fino de Metal.……………………….…...……...18 Figura 1.11. Espectro de Rayos X……………………………………………...........19 Figura 1.12. Haz de Rayos X de Sección Transversal A Interceptando un Tejido de Espesor x……………………………………………………………........20 Figura 1.13. Ejemplo de Espectro de Rayos X Filtrado, Liea gruesa: espectro de numeros de fotones, Linea puntiada: espectro de exposición……………….........22 Figura 1.14. Diseño de Dispositivo de Medición………………………………........24 Figura 1.15. Tubo de Rayos X………………………………………………….........25 Figura 1.16. El Cátodo del Tubo de Rayos X………………………………………..26 Figura 1.17. Ánodo Rotatorio del Tubo de Rayos X………………………………...28 Figura 1.18. Efecto Talón………………………………………………………........29 Figura 1.19. Colimador del Tubo de Rayos X………………………………….........30 Figura 1.20. izq. Formación de los Rayos X, der. Foto de un Equipo de Rayos X…………………………………………………………………..31 Figura 1.21. izq. Anillo de Detectores. Sección Transversal del Paciente, der. Foto de un Tomógrafo Computarizado………………………….........32 Figura 1.22. Representación esquemática de una imagen dividida en nm voxels de anchura d , y sistema de ecuaciones a partir del cual se obtienen los valores de ߤଵଵ , ߤଵଶ , ... , ߤ௡௠ . Para una mayor claridad, sólo se han representado las irradiaciones en una dirección…………………………33 Figura 1.23. Escala Hounsfield de Números CT…………………………………….34 Figura 1.24. Diagrama Esquemático de la Cámara de Ionización de Aire Libre……………………………………………………………………….........35 Figura 1.25. Diagrama Esquemático de la Cámara de Placa Paralela o Cilíndrica…………………………………………………………………………….36 Figura 1.26. Cámara de Ionización Utilizada para la Medición de la Exposición…………………………………………………………………………...38. x.

(11) Figura 1.27. Cámara de Ionización Utilizada para la Medición de la. Exposición…………………………………………………………………………...41 Figura 1.28. Ilustra el concepto de longitud de camino, a partir de la profundidad de penetración ‫ݐ‬௙ , ‫ ݌‬es la distancia total a lo largo de la longitud de camino desde el punto A hasta el punto de parada B…………………...42 Figura 2.1. Montaje de la Seguridad Radiométrica………………………………….50 Figura 2.2. Algunas de los Montajes de Parámetros Geométricos…………………..51 Figura 2.3. Montaje para Calcular la calidad del Hz, y Tiempo de Exposición…………………………………………………………………………...52 Figura 2.4. Montaje de al Medición del rendimiento del Kerma en Aire……………52 Figura 2.5. Montaje para el Cálculo del Numero CT de Diferentes Tejidos………...53 Figura 2.6. Montaje para la Medición de la Dosimetría en CT……………………...54. xi.

(12) 1. CAPITULO I. INTRODUCCIÓN. Resulta muy difícil determinar el momento histórico para la aparición de lo que podría denominarse Física Médica. Aunque podemos señalar que el descubrimiento de los rayos X en 1895 por W.C. Roentgen y el de la radiactividad por H. Becquerel, M. Curie y P. Curie en 1898 es el comienzo de un nuevo conocimiento de la Naturaleza, y es también el inicio de la aplicación directa de procesos físicos sobre las personas, proporcionando nuevos métodos a las aplicaciones médicas con un importante impacto en el diagnóstico y en los procesos terapéuticos, actividad que se viene desarrollando e incrementando desde entonces. Las primeras aplicaciones de las radiaciones recién descubiertas, su utilidad y sus riesgos, se ponen de manifiesto a principio de siglo XX, incluso antes de establecer los modelos teóricos de esta nueva “ciencia”. De las primeras aportaciones para la explicación de estos procesos está la de A. Einstein con su publicación sobre el efecto fotoeléctrico en 1905; y no hay que olvidar que toda imagen radiográfica no es otra cosa que la representación gráfica del efecto fotoeléctrico; es ese proceso de interacción lo que hace posible la imagen radiográfica y su utilización para el diagnóstico de patologías y su tratamiento. En este contexto histórico podemos situar a la primera profesional de la física médica en su aplicación clínica. M. S. Curie viajaba con un vehículo y un equipo de rayos X por los hospitales y trincheras en la primera guerra mundial participando en la solución de problemas mediante radiografías..

(13) 2. La Física Médica se puede definir como la aplicación de los métodos de la Física a las Ciencias de la Salud, desempeñando una importante función en la asistencia sanitaria, investigación biomédica y prevención. Esta aplicación abarca desde el diseño de equipos y procedimientos para el diagnóstico y la terapia, hasta el desarrollo de modelos y algoritmos de cálculo que permiten conocer y explicar el comportamiento del cuerpo humano. Desde el estudio, investigación y desarrollo en radiaciones ionizantes, radiaciones no ionizantes, resonancia magnética, ultrasonidos, biofísica y bioingeniería, hasta sistemas de cálculo y procesos de imágenes y estudio de materiales como membranas utilizadas en diálisis o en dispositivo de infusión de medicamentos, entre otros. Todo ello supone la aplicación de una gran variedad de disciplinas de la Física y la relación con otras áreas como la ingeniería y biología. Este trabajo esta relacionado con el área de radiodiagnóstico de la Física Medica, específicamente en los aspectos físicos que conllevan a sus cálculos y unidades basadas en el control de calidad de equipos de radiodiagnóstico. La estructura del presente trabajo es la siguiente: En este capitulo estaremos presentando el objetivo del trabajo, así como los antecedentes, unidades, utilidades y funcionamiento de los equipos que utilizan rayos X, específicamente, los equipos de Tomografía computarizada y Rayos X Convencionales, los instrumentos necesarios para calibrarlos verificando el estado de su funcionamiento, las mediciones y cálculos que deben realizarse. En el Capitulo II Materiales y Métodos, se describe un poco como se realizan las evaluaciones y los cálculos que se utilizaran, finalmente el Capitulo III Análisis y Resultados, donde se exponen los resultados obtenidos y sus análisis al poner en práctica los protocolos en los diferentes equipos de radiodiagnóstico..

(14) 3. 1.1. Objetivo Objetivo General: Crear protocolos de control de calidad, que proporcionen estándares para la calibración y buen funcionamiento de los equipos de radiodiagnóstico en Venezuela, específicamente Rayos X Convencionales y Tomógrafos Computarizados y realizar la comprobación y eficiencia de estos protocolos. Objetivos Específicos:  Establecer una serie de pruebas que permitan determinar de una manera cuantitativa, el estado de los equipos,  Establecer. las. condiciones. de. trabajo. mínima. en. las. salas. de. radiodiagnóstico.  Actualizar los protocolos ya que en Venezuela no existían protocolos resientes, ni completos de Rayos X Convencionales que cumplieran con las normas COVENIN vigente, y no había ningún protocolo para el control de calidad de Tomógrafos Computarizados. 1.2. Antecedentes El viernes por la tarde del 8 de noviembre de 1895, Wilhelm Conrad Roentgen descubrió un “nuevo tipo de rayo” que penetraba la materia. Roentgen, a sus 50 años y siendo un experimentado profesor de física en la Universidad de Julis Maximiliam de Wurzburg, llamo a este nuevo tipo de rayos X-strahlen “Rayos X” (“X” por lo desconocido). Roentgen estuvo buscando “rayos invisibles de alta frecuencia”, los cuales Hermann Ludwig Ferdinand von Helmholtz había predicho con la teoría electromagnética de la radiación de Maxwell. El descubrimiento de Roentgen fue enviado para la publicación el 28 de diciembre 1895 y fue publicado el 5 de enero de 1896. La primera unidad de rayos X portátil estuvo disponible en el catalogo de Sears a finales de 1896 [1]..

(15) 4. Figura 1.1. Primera Radiografía Registrada en la Historia, Donde Aparece la Mano Izquierda de la Esposa de Röntgen En 1901, Röntgen recibió el premio Nobel de Física, lo que le permitió ser el primer galardonado en esta área. Desafortunadamente, Röntgen, su esposa, y sus colaboradores de laboratorio murieron prematuramente de cáncer. La primera utilización médica de los rayos X fue el 13 de enero de 1896 por los Drs. Ratcliffe y Hall-Edwards, en la cual ellos encontraron una pequeña aguja en la mano de una mujer. Como consecuencia, el Dr. J.H. Clayton realizo la primera cirugía guiada por el diagnostico proporcionado por el equipo de rayos X, después de haber pasado solo nueve días de la publicación sobre la existencia de rayos X. También en 1896 Randolph Hearst (de la famosa dinastía de la publicación Hearst), ofreció el desafío a los científicos de capturar imágenes del cerebro. Muchos intentaron y todos fracasaron. Allan Macleod Cormack (Tufts University) y Godfrey Newblod Hounsfield (investigador de los laboratorios de EMI, Ltd.) desarrollaron las matemáticas necesarias [2], [3] y la primera implementación de hardware en un escáner de tomógrafo computarizado [4] el cual fue capaz de proporcionar imágenes del cerebro..

(16) 5. Este scanner era capaz de procesar las imágenes del tomógrafo computarizado en 24 horas. Cormack y Hounsfield compartieron el premio Nobel en Fisiología y medicina en 1979. Nota: Hounsfield nunca reclamo haber inventado el tomógrafo computarizado. El concepto original fue publicado por Radon [5]. Oldendorf [6] realizo los primeros trabajos para el desarrollo de escáneres prácticos para aplicación médica. 1.3. Interacción de los Rayos X con la Materia Existen diferentes formas de interacción de los rayos X con la materia, en el área de la imagen médica. El estudio de la interacción es importante para la comprensión y el desarrollo de imágenes de contraste, así como también para el entendimiento de operación de los detectores de rayos X. La interacción de la radiación con la materia puede ser agrupada con tres grandes efectos: 1.- Efecto Fotoeléctrico (bajas energías). 2.- Efecto Compton (energías intermedias). 3.-Producción de pares (altas energías). La probabilidad de cada modo es primordialmente determinada por la energía del fotón incidente. Este es un proceso estocástico (aleatorio), el cual puede ser adecuadamente descrito utilizando modeles estadísticos de interacción. 1.3.1. Efecto Fotoeléctrico Se produce cuando tiene lugar una colisión entre un fotón y un átomo. La consecuencia de una colisión fotoeléctrica es la emisión de fotoelectrones, de energía  = ℎ − . (1.1).

(17) 6. siendo  la frecuencia de la radiación y  la energía de ligadura del electrón al átomo ( trabajo de extracción ).. El átomo residual que resulta tras un efecto fotoeléctrico, es un ion positivo con una vacante en una capa profunda profunda,, por lo general la capa K. En consecuencia, el fotoelectrón emitido ira acompañado de rayos X característicos. [7], [8], ], [9].. Figura 1.2. Dibujo del E Efecto Fotoeléctrico.. El efecto fotoeléctrico es un fenómeno de absorción que tiene importancia impor preponderante para. bajas energías. La teoría de absorción fotoeléctrica no se. encuentra completamente perfeccionada, y sus expresiones son solo validas en intervalos energéticos limitados. Por ejemplo, en la zona igualmente alejada de los bordes de absorción y de efectos relativistas, una formula aproximada es:.

(18) 7. . donde. es una constante,. =.  /. (1.2). el número atómico,  la energía y N el número de. electrones por unidad de volumen.. . pone de manifiesto dos hechos importantes: de. una parte la conveniencia de utilizar materiales pesados como blindaje biológico frente a la radiación, y por otra, la disminución rápida de. . al crecer la energía.. 1.3.2. Efecto Compton Tiene lugar en la colisión entre un fotón y un electrón tan débilmente ligado que primario (de energía ℎ) el electrón resulta deflectado un cierto ángulo, y con energía se puede considerar libre. La colisión es entonces elástica, en la que al chocar el fotón  , mientras que el fotón primario sufre una dispersión según cierto ángulo φ y su energía disminuye a ℎ′.. El principio de conservación de la energía mecánica permite escribir, despreciando la energía del electrón, que. ℎ = ℎ′+. (1.3). La aplicación de los principios de conservación de la energía y de la cantidad de fotón disperso, ℎ′. movimiento en condiciones relativistas permite calcular el valor de la energía del. ℎ  =. ℎ 1 + (1 + cos(. (1.4). siendo  = ℎ/ !  y  la masa en reposo del electrón. [10]. El efecto Compton, al igual que el efecto fotoeléctrico, produce un átomo. residual ionizado, pero en este caso la vacante se produce en una capa poco profunda, por lo general la capa más externa (electrones de valencia) por lo que de emitirse radiación electromagnética de desexitación, será de baja energía..

(19) 8. En los fotones de altas energía el efecto Compton se manifiesta con mayor frecuencia que en los fotones de baja energía.. Desafortunadamente, el efecto Compton es la mayor fuente de ruido en las imágenes de rayos X. Además demás, el efecto Compton es el que proporciona más daño a tejidos debido a los rayos X. Por estas razones, este fenómeno es el menos deseado.. Figura 1.3. Ilustración del Efecto Compton 1.3.3. Producción de Pares See encuentra caracterizada por una interacción fotón-núcleo núcleo y tiene lugar con fotones de alta energía, representa un proceso de materialización de energía en el sentido de la Mecánica Cuántica Relativista. El fenómeno que tiene lugar es que el fotón, en el campo del núcleo desaparece y en su lugar se crea una pareja positrónpositrón electrón. El principio de conservación de la energía se expresa aquí de la forma ℎ = 2 !  " +. (1.5). donde " y  , representan respectivamente las energías cinéticas del positrón y del electrón..

(20) 9. excede el doble de la masa en reposo del electrón( ), ℎ $ 2 !  = 1,022 '(), La producción de pares solo puede ocurrir si el fotón tiene una energía que. el valor que supone ell umbral energético del proceso [11].. La probabilidad de ocurrencia depende de la energía incidente de la configuración de los electrones alrededor del átomo del número atómico y la masa del tejido a irradiar. La figura 1.4 muestra la probabilidad relativa de los diferentes mecanismos de absorción de rayos X en el carbon carbono donde los os fotones de baja energía son absorbidos primordialmente a través del mecanismo fotoeléctrico, los fotones de alta energía por la producción de pares y los fotones de energías intermedias por p el efecto Compton.. La mayoría de los tejidos humanos poseen curvas similares. Esta figura es la clave para entender la física de los rayos X en la medicina. Los niveles de energía de la mayoría de los rayos X utilizados en aplicaciones médicas se encuentran en el siguiente rango 50 keV a 200 keV, en el teji tejido do humano la mayoría de la energía absorbida es debida al efecto fotoeléctrico.. El efecto Compton juega un papel. importante ya que este adiciona ruido a la imagen. La producción por pares ocurre a niveles de energía que usualmente se escapan del rango ut utilizado ilizado en las aplicaciones médicas de los rayos X.. Figura 1.4. Probabilidades Relativas de los Tres Mecánicos de Interacción nteracción en el Carbono..

(21) 10. 1.4. Producción de Rayos X 1.4.1. Radiación Característica o Rayos X Fluorescentes Cuando ocurre una colisión fuerte entre partículas cargadas y electrones de capas interiores del átomo, originando la eliminación del electrón, el hueco de la capa resultante produce rayos X fluorescente. Solamente una pequeña fracción (≤ 1%) de la energía de las partículas cargadas es utilizada en la interacción de la colisión dentro de la producción de la radiación característica. La probabilidad que los rayos X fluorescentes escapen del átomo es llamada rendimiento fluorescente (*+ ) para una capa vacía K. En los equipos de rayos X se. utiliza el tungsteno por su alto número atómico (Z=74), conforme aumenta la complejidad atómica, los electrones poseen una energía de ligadura superior que en los de número atómico menor. Cuando el electrón ioniza un átomo del blanco y elimina un electrón de la capa K, se origina un hueco electrónico temporal en esa capa; este estado, se corrige mediante la caída de un electrón de la capa externa. La transición de un electrón orbital desde una capa externa hasta otra interna se acompaña de la emisión de un fotón de rayos X. Los rayos X de la capa L que es la continua de la capa K tiene una energía aproximada de 12 keV, permitiendo apenas penetrar unos centímetros el tejido blando, por lo tanto son inútiles a efecto de diagnósticos, al igual que los restantes rayos X característicos de energía bajas. electrones de energía cinética , < 69,5 keV pueden generar fluorescencia-K por La fluorescencia de la capa K se genera a través del efecto fotoeléctrico, los. expulsión de los electrones de la capa K en una colisión fuerte. No es necesario que la. energía del electrón incidente sea el doble de la energía del electrón de la colisión, hecho que un electrón incida con , > (- + (energía encerrada en la capa K) permite aunque un electrón no puede dar más de la mitad de su energía al otro electrón. El.

(22) 11. la energía cinética hasta , en una colisión electrón-electrón, como se espera de la que se pueda remover electrones de la capa k, la cual ocurre por una transferencia de. colisión de conservación de momentum.. Los haces de los electrones es el medio mas común de generar rayos X fluorescentes, ellos aparecen en este caso por un contraste fuerte del espectro continuo de rayos X Bremsstrahlung. Si se desea reducir este efecto y obtener rayos X fluorescentes relativamente puros se emplea por medio del efecto fotoeléctrico la excitación de partícula pesadas que es propia para la calibración de dosímetros. La dispersión Compton limita la pureza del haz en este caso y el rendimiento de partículas  son usadas para excitar rayos X fluorescentes se puede suponer de las. porcentaje de dosis es bajo. Cuando las partículas fuertes tales como el fotón o. consideraciones de conservación de momentum que la energía mínima necesaria para ionizar la capa K será controlado por ′ ,./0 =. 4'  , $ (- + (' +   . (1.6). ′ donde ,./0 es la energía máxima que puede ser transferida por una partícula pesada. de masa en reposo ' y energía cinética , a un electrón libre de masa  en reposo. Sin embargo, no se aplica para la ionización de electrones fuertemente ligados por. partículas pesadas, porque la energía encerrada incrementa la masa del electrón permitiendo transferencias de energía más grande..

(23) Sección Transversal de la Producción de Rayos X (barns). 12. Energía del Fotón (MeV). Figura 1.5. Sección Transversal del Átomo para la Producción de Rayos X Fluorescentes por Fotones. La energía del haz del electrón incidente también influye en la intensidad de la ,>(- + para que puedan estar fijas dentro o en la línea de la capa K [12], [13], [14].. producción de rayos X fluorescentes o característicos, la energía debe ser alta. 1.4.2. Rayos X Bremsstrahlung La radiación Bremsstrahlung procede del frenado de los electrones debido a la atracción que experimentan por el núcleo atómico, en el cual el electrón puede perder su energía cinética y convertirse en energía electromagnética. Cuanto mayor sea la proximidad al núcleo que alcance el electrón mayor será también la influencia sobre él del campo electrostático del núcleo, al pasar cerca del núcleo el electrón reduce su velocidad y cambia su curso, con el cual su energía cinética disminuye y modifica su dirección, esta energía cinética perdida aparece en forma de un fotón de rayos X..

(24) 13. La generación de rayos X Bremsstrahlung se realiza por aceleración del haz de electrón, permitiendo que choque con un blanco metálico, la energía que no es radiada como Bremsstrahlung es utilizada en la producción de ionización y excitación por interacción en la colisión, casi toda la energía se degrada a calor en el blanco, excepto para la fracción muy pequeña emitida por los rayos X fluorescentes, de esta manera se requiere el enfriamiento del blanco. En un blanco delgado la fracción de la energía total perdida que va dentro de la producción de rayos X Bremsstrahlung es aproximadamente. (2,⁄3246 (2,⁄3246 , = = (2,⁄3247 + (2,⁄3246 8 + , (2,⁄324. (1.7). (2,⁄3246 , es la relación de poder de detención de la masa radiactiva, (2,⁄324 7 , es la relación de poder de detención de la masa de colisión, , es la energía del. electrón en MeV y 8 es una contante que depende de ,, por ejemplo para ,= 10 MeV Perdida de Rayos X / perdida de Energía Total. 8= 786. Ver figura. (9:⁄;9<= (9:⁄;9<. , , MeV. Tabla 1.6. Fracción de las Energía de los Electrones más Bajas que son Consumidas en Producción de Rayos X Bremsstrahlung en Blancos de Tungsteno Fino y Grueso..

(25) 14. Sin embargo, la energía total de la producción efectiva de rayos X permanece baja en blancos pequeños en todas las energías del electrón, solo en blancos gruesos pueden los electrones ser detenidos y la energía ser consumida, en estos blancos es donde se puede conseguir eficiencia razonable de la energía total. filtro para energía cinética , <<  !  en un blanco fino y un blanco grueso de Hablaremos un poco sobre los espectros de energía radiante Bremsstrahlung sin. cualquier número atómico Z.. Energía Radiante, J/MeV. El espectro para un blanco fino es mostrado en la figura 1.7.. 0. ℎν(MeV. , = ℎν./0. Figura 1.7. Espectro de Energía de Radiación Bremsstrahlung sin Filtro para un Blanco Fino un alcance de energía desde 0 ≤ ℎν ≤ ℎν./0 . No es fácil explicar porque electrones En la figura 1.7 se observa que el espectro de energía radiante es contante sobre. que golpean un blanco fino generan un espectro de esta forma, pero al ser visualizado se puede argumentar que se basa en el parámetro de impacto clásico. El blanco grueso puede ser considerado simplemente como un montón de láminas de metal de blanco fino, adecuado en agregar profundidad para detener el haz de electrones. Como el haz ha pasado a través de láminas de metal sucesivas, los electrones pierden su energía cinética gradualmente por muchas interacciones de para reducir la energía del haz para , <<  !  . Todas las láminas no tienen que ser colisiones pequeñas. Las perdidas radiactivas son insignificantes como un mecanismo de la profundidad al reducir la energía del haz por la misma cantidad (>,, el poder. del mismo grosor necesariamente, pero suelen convertirse en diluyente con aumento.

(26) 15. de frenado de la colisión aumenta aproximadamente como 1/, (∝1/β2) para proporción a , para que el gasto de energía sea constante en cada uno a través de las. reducciones de energía, el grosor de las laminas debe decrecer sucesivamente en. V. 1.8.. . ℎν./0. Energía Radiante, J/MeV. interacciones de colisión. Y su forma de espectro de energía es mostrada en la figura. >,. 0. >,. ,N. ℎν'(). ℎν./0 , = ℎν./0. Figura 1.8. Espectro de Energía de Radiación Bremsstrahlung sin Filtro para un Blanco Grueso Será instructivo derivar una ecuación aproximada para la producción Bremsstrahlung total en un blanco grueso, la formula Sommerfeld [12] para la masa del poder de frenado radiactivo para electrones no relativistas se puede obtener de:   2, E (, +  !  GH6 = 9,52410K MeVcm /g B C = D 324 6 F F. Con ajuste de ,= 0, GH6 varia lentamente en función de. (1.8). y , y su valor es. 16/3, D = NO (   !   = 5,80410Q ! / RS , la cual es una constante. GH6 y N. son adimensionales.. La energía radiante total Bremsstrahlung T de todas las N laminas es la. radiante TU de la emisión Bremsstrahlung para las nth láminas es el producto de la sumatoria de las energías incidentes de los electrones sobre las laminas. La energía. ec.1.8 por el número de electrones incidentes. . y el grosor de la nth laminas lo cual. es igual a la fluctuación del electrón ℜ, el cual se puede asumir teniendo vías directas para facilitar la visualización.

(27) 16. T = 9,52410K. donde ℜ∝T. . F. . ℜ MeV. (1.9). En la figura 1.8, se puede observar que el área que forma el triangulo representa el total de la energía radiante Bremsstrahlung sin filtro y tiene un valor. De la ec.1.9. X. E. T=. V 2. . ℎν./0 =. V 2. . ,. (1.10). ℜ ≅ Z,20 donde ℜ es dado en g/cm2, y , en MeV y k = 1 g/cm2. MeV2, al sustituir se obtiene ec.1.10, donde V es una constante de proporcionalidad, [. . = 1410O '() N cuando T y , son expresados en MeV. T puede ser convertido. en J mientras se deja , en MeV por uso de la relación 1 '() = 1,602410NO ]. entonces. T ≅ 1,6410N^. . , ]. (1.11). , >~  !  . La generación de Bremsstrahlung puede no ser descrita adecuadamente Ahora estudiaremos espectros de energía radiante Bremsstrahlung sin filtro para. usar la formula de Bethe-Heither, donde la diferencia de la sección transversal 2D6 y por la ecuación de Sommerfeld [12] para electrones relativistas por lo que se debe. la energía cuántica emitida por un fotón entre ℎν y ℎν + 2ℎν por un electrón de. energía cinética , es:. 2D6 = 580 4 10Q. G6  , +  !  ` a 2ℎν ℎν ,. desde ahora el rendimiento del fotón es. bcd. (1.12). f. ∝ d y la energía radiante es beν eν. proporcional a G6 , el cual es una función adimensional que decrece gradualmente y. tiene un valor alrededor de 20 en ℎν⁄, = 0 y 0 en ℎν⁄, = 1. El espectro de.

(28) 17. densidad de flujo dependiente de T tiene la misma forma del espectro de energía. Energía Fluorescente (erg cm-2s-1MeV-1). radiante Bremsstrahlung [12], [13], [14].. Energía del Fotón (MeV). Figura 1.9. Espectro de Intensidad Bremsstrahlung Distribución. Direccional. de Rayos. X. Fluorescentes. Vs. Rayos. X. Bremsstrahlung: Desde que la fluorescencia es emitida en un proceso de transición secundaria siguiendo un evento de ionización primario, no hay correlación angular entre la dirección de la partícula incidente y el fotón fluorescente. La fluorescencia es emitida isotrópicamente con respecto a ambas energías e intensidad, atenuación deficiente de los rayos en el escape del blanco. Los rayos X Bremsstrahlung son emitidos anisotrópicamente tendiendo acercarse más en la dirección del electrón con incremento de energía. En blancos finos en el cual la dispersión del electrón puede ser deficiente la producción Bremsstrahlung muestra dependencia angular fuerte y un valor mínimo en 180°..

(29) 18. 9g 9h. Tabla 1.10.. Comparación de la Distribución Direccional de los Rayos X Fluorescentes de la Capa apa K y Bremsstrahlung para ra Electrones Incidentes de 50 y 500 keV sobre un Blanco Fino de Metal. 1.5. Filtración de Rayos X y Calidad de Haz 1.5.1. Filtración de los Rayos X Los rayos X que no están filtrados contienen rayos X fluorescentes y Bremsstrahlung, luego que estos rayos pasan a tr través del tungsteno son filtrados, tal haz sin filtrar y el haz filtrado filtrado, como es filtrado con tungsteno y su , = 69,5 Z() se como ocurre en escapadas del blanco blanco. En la figura 1.11 se percibe la diferencia del de. nota la influencia de la energía encerrada en la capa k y del efecto fotoeléctrico sobre el espectro al atenuarse y causar una discontinuidad en el espectro, también se puede notar como cambia el espectro cuando se agregan filtraciones adicionales dicionales de laminas de aluminio..

(30) Espectro de Energía Radiante (unid arb). 19. Figura 1.11.. Espectro de Rayos X. ℎν, keV. La finalidad de filtrar adicionalmente a un haz de rayos X es remover fotones preferiblemente en energía donde el coeficiente de atenuacion es más grande, el efecto fotoelectrico es la interacción predominante por su capacidad de asorcion de fotones de bajas energias energias.. El resultado es una limitacion de la distribucion espectral espectro de una linea monoe monoenergetica en , , el haz de rayos X es endurecido por tal progresivamente, agrupandose cerca o dentro del el kV aplicado, convirtiendose en un. filtracion. Los rayos X de baja energía no contribuyen a la calidad diagnostica de la radiografía,, solo se eleva innecesariamente la dosis recibida por el paciente, ya que son absorbidas por el tejido ejido superficial sin alcanzar la película, cuando se interpone int un filtro en el haz de rayos X se reduce la dosis que recibe el paciente ya que el haz que llega solo contiene el haz util con menos rayos X de baja energía. A medida que aumenta la filtracion,, mejora la calidad del haz pero reduce su cantidad [12]..

(31) 20. 1.5.2. Modelo de Propagación. Los rayos X interactúan con el detector. Se trata de una transmisión de imagen, ya que algunas de las energías aplicadas son absorbidas por el cuerpo y algunas de estas energías pasan del cuerpo al detector. Una imagen representa la distribución de transmisión (o atenuación) del paciente bajo estudio. Modelo simple sobre la transmisión:. La transmisión de la imagen , i0,j , es una proyección de 2-D o una. (interacción) . Considere la figura 1.12, en la cual un haz de rayos X con intensidad i. distribución en 3-D de la propiedad de los tejidos para la atenuación de rayos X. esta incidiendo sobre un bloque de tejido uniforme. Asumiendo que la sección transversal del haz es A y la sección transversal de un átomo en el tejido es σ.. Figura1.12. Haz de Rayos X de Sección Transversal A Interceptando un Tejido de Espesor x. en el bloque de tejido. Luego, 8D es la sección transversal total de los átomos por Si consideramos que n representa el número de átomos por unidad de volumen. total de átomos que son golpeados por el haz es F8D. La probabilidad de que un foton. unidad de volumen. El haz tiene una sección transversal de A unidades. Así, el área. del haz interaccione con un átomo es dada por:.

(32) 21. F8D = 8D F. (1.13). A continuación asumimos que cualquier interacción atenúa completamente la energía de los rayos X del haz. Por supuesto, esto no es el caso usual. Lo que si es cierto, es que el cambio en la intensidad del haz dentro de un pequeño elemento del tejido con un espesor del haz dx es:. 2i = −8Di24. (1.14). resolviendo la ecuación ec.1.14 obtenemos:. i0 = i ( k0. (1.15). donde l = 8D es llamado el coeficiente de atenuación lineal, x es la longitud de. camino a través del material. i(4 es la intensidad del foton a la posición x, i es la. intensidad de la fuente de rayos X. Este desarrollo es valido solamente para tejidos homogéneos y fotones de rayos X mono-energéticos. El coeficiente de atenuación lineal es actualmente una función de la energía del fotón. Coeficiente de Atenuación:. Es muy común en la práctica normalizar µ por la densidad del tejido 3. Esto. nos proporciona el coeficiente de atenuación másico. La razón es que el coeficiente viene a ser independiente del estado físico del tejido que esta siendo estudiado. El coeficiente de atenuación puede ser utilizando para calcular la capa hemirreductora (HVL half-value layer por su acrónimo en ingles), la cual es el espesor requerido para atenuar la intensidad del haz en un 50%.. La capa. hemirreductora puede ser calculada utilizando la ec. 1.15 i(4 = i ( k0 =. i 2. (1.16).

(33) 22. 1.5.3. Curva de Atenuacion y Capa de Valor Medio El filtro hemirreductor de un haz de rayos X esta relacionado con el espesor del de material absorbente necesario para reducir la intensidad del haz a la mitad de su valor inicial. l. Es posible derivar un espectro de rayos X de la forma de una curva de atenuacion, cada espectro de haz de rayos X esta relacionado univocamente camente con una forma de curva de atenuacion en un medio dado dado; así los datos de atenuacion pueden ser usados en haces de rayos X caracteristicos. A continuación,, en la figura 1.13 se muestra el ejemplo de un espectro de haz de rayos X atenuado con una lamina de aluminio de 2 mm, el espectro es medido para electrones de 100 keV sobre un blanco. Exposición. grueso de tugnsteno y tiene una filtracion adicional en la ventana de 3mm de birilio.. ℎν, keV Figura 1.13. Ejemplo jemplo de Espectro de Rayos X Filtrado, Li Linea ea gruesa: espectro de númeross de fotones, Linea puntiada: espectro de exposición 1.6. Magnitudes y Unidades Dosimétricas Las magnitudes dos dosimétricas imétricas proporcionan una medición física que se correlacionan con los efectos reales o potenciales obtenidas por el producto entre las magnitudes del campo y la interacción de rayos X..

(34) 23. La correlación entre la energía de radiación que es recibida por la materia expuesta y el efecto observado se obtiene como un balance entre la energía transportada por las partículas que ingresan y las que egresan de esa masa, incluyendo energía impartida m", que es de carácter estocástico ya que los valores posibles a los cambios producidos en la masa en reposo. Este balance define a la magnitud de. determinar son aleatorios.. Entre las magnitudes más utilizadas en radiodiagnóstico esta la tasa de exposición es el Roentgen (R), la exposición esta definida como 2n/2, donde 2n. exposición la cual se determina a cierta distancia, la unidad típica de la tasa de aire cuando todos los electrones liberados por fotones en el aire de masa 2 son es el valor absoluto de las cargas totales de electrones secundarios producidos en el. completamente frenados en el aire [15].. Puesto que la exposición y la tasa de exposición están definidas exclusivamente para un medio en especifico (aire), fue necesario definir una magnitud para cualquier medio absorbente. Así surgieron el kerma y sus derivados, la tasa de kerma y la constante de tasa de kerma en aire. El kerma es la energía transferida por partículas no cargadas a partículas cargadas por unidad de masa en un medio dado [12]. La importancia de esta magnitud radica en que, en condiciones de equilibrio de partículas cargadas es posible pasar directamente del kerma a dosis absorbida. Debido a que el objetivo final de establecer una especificación para fuentes radiactivas es determinar la dosis absorbida, la utilización del kerma en aire es una unidad más conveniente que la exposición. Las magnitudes más utilizadas en la actualidad son la intensidad de kerma en aire y la tasa de kerma de referencia en aire. La primera es recomendada por la AAPM [16] e International Atomic Energy Agency, IAEA [17]. La segunda magnitud es recomendada por ICRU [18], el Comité Francés para Las Medidas de las Radiaciones Ionizantes [19] y la IAEA [20]..

(35) 24. del tubo de rayos X, representado por *(2. Donde *(2 es el cociente del kerma en Todas estas magnitudes tienen que ver con el comportamiento y rendimiento. aire medido en una distancia específica 2, del foco del tubo de rayos X por el producto del tiempo de exposición de la corriente en el tubo opq . Así: *(2 =. r(2 opq. (J. kg−1 . C−1 . (1.17). la unidad del rendimiento del tubo de rayos X es Gy C-1.. Figura 1.14. Diseño de Dispositivo de Medición 1.7. Equipo de Rayos X, Tomógrafo Computarizado e Instrumentación 1.7.1. Tubo de Rayos X El tubo de rayos X es la fuente de producción de rayos X por la vía de la radiación característica y Bremsstrahlung; es un tubo de vacio o diodo con dos electrodos: el cátodo y el ánodo que están dentro de una envoltura de cristal, en el que.

(36) 25. el flujo de electrones emitidos a partir de un filamento de tungsteno calentado eléctricamente es acelerado en el vacío y enfocado electrostáticamente para impactar contra el blanco, el cual emite una pequeña fracción de la energía incidente de los electrones en forma de rayos X. El resto de la energía se disipa en forma de calor en el ánodo que gira a alta velocidad para dispersar la carga térmica uniformemente. La energía de los rayos X generada esta controlada por la diferencia de potencial eléctrico entre el cátodo y el ánodo. La intensidad de los rayos X producida por el tubo a un alto voltaje dado esta determinada por el número de electrones que inciden contra el ánodo, y se expresa como una corriente, en miliamperios (mA) conducida a través del vacío por el flujo de electrones desde el cátodo al ánodo. La cantidad de producción de rayos X es proporcional al tiempo de duración del flujo de corriente. Los fotones de rayos X emitidos por el ánodo se distribuyen con una intensidad variable en el espectro, con un máximo determinado por el voltaje de aceleración máximo del tubo. Los fotones con energías inferiores a 20 keV no suelen ser útiles para la radiología debido a que no pueden penetrar las zonas corporales exploradas y son absorbidos por el tejido, filtros de aluminio o cobre que son utilizados en el trayecto del haz de rayos X para eliminar estos fotones de bajas energías.. Figura 1.15. Tubo de Rayos X.

(37) 26. 1.7.1.1.. Cátodo. Es la fuente de electrones en el tubo de rayos X, comprendida de un filamento hecho de tungsteno y rodeado por una copa de enfoque. El filamento provee una diferencia de potencial en el orden de 10 voltios, emitiendo calor cuando se calienta, si la corriente que atraviesa el filamento posee intensidad suficiente de 3 a 6 amperios, los electrones de la capa externa de los átomos del filamento entran en ebullición y son liberados rados del filamento por medio del proceso llamado emisión termoiónica [21].. El filamento esta embebido en un refuerzo metálico denominado copa de enfoque; todos los electrones son acelerados desde el cátodo hasta el ánodo, el haz tiende a dispersarse debid debido o a la repulsión electrostática y algunos electrones pueden escapar completamente del ánodo, la copa de enfoque esta cargada negativamente de forma que concentre el haz de electrones en un área pequeña del ánodo evitando la dispersión. La eficacia de la co copa pa se determina por su tamaño, forma y carga, también por la forma y posición del filamento dentro de la copa.. Figura 1.16.. El Cátodo del Tubo de Rayos X.

(38) 27. 1.7.1.2.. Ánodo. El ánodo es el electrodo del blanco y se mantiene con diferencia potencial positiva con respecto al cátodo. Electrones que son liberados desde el cátodo se aceleran hasta el ánodo, impactando, la transferencia de energía por la colisión e interacciones radiactivas de los electrones con el ánodo producen calor y radiación electromagnética sobre el espectro de amplia energía, incluyendo una pequeña fracción de rayos X. La producción de cantidades de rayos X es necesaria para obtener imágenes de calidad aceptable, generando alto nivel de calor en el ánodo. El material del blanco más utilizado es el tungsteno por su punto de fusión alto que permite depositar más calor sin ocasionar daños a la superficie del ánodo y alto número atómico que permite aumentar la eficiencia de la emisión radiactiva. Existen dos ánodos comúnmente usados, el estacionario y el rotatorio, el segundo es el que se utiliza en radiodiagnóstico porque permite una mayor alimentación del potencial y flujo de salida de rayos X, la rotación se realiza por un motor de inducción que comprende el montaje del rotor/ánodo y un estator externo (espiral de cubierta de alambre), el pie que une al ánodo con el rotor es de molibdeno el cual es mal conductor de calor, de esta manera protege al rotor del calor excesivo. El ángulo del ánodo es definido como el ángulo de la superficie del blanco relativo al haz central, la proyección del tamaño del punto focal es determinada por la principal línea focal. El punto focal es el área del blanco sobre la que se inciden los electrones y desde la que se emiten los rayos X, constituyendo la fuente real de radiación, el punto focal eficaz es la zona proyectada en el paciente y en el receptor de imagen, existen dos puntos focales (pequeño y grande) que tiene que ver con el ángulo del blanco, mientras menor sea el ángulo del blanco el punto focal eficaz será más pequeño, sin embargo, es también reducida la distancia de la imagen..

(39) 28. Figura 1.17. Ánodo Rotatorio del Tubo de Rayos X 1.7.1.3.. Efecto Talón. El efecto talón se refiere a la reducción de la intensidad del haz de rayos X alrededor del ánodo en el campo de radiación. Los fotones de rayos X son emitidos sobre el ánodo del campo, el cual debe ser de mayor grosor en el cátodo que en el ánodo. La filtración producida por el ánodo también causa una efectividad de la energía alta del haz en ánodo, el efecto talón llega a ser de menor importancia en grandes distancias del punto focal/receptor de imagen porque el receptor de imagen tiende a ser más pequeño que el ángulo del haz. Los rayos X que forman el haz útil son emitidos desde la profundidad del blanco hacia el lado del ánodo, por lo que deben atravesar un grosor mayor del material del blanco que los rayos X emitidos en la dirección del cátodo, la intensidad de los rayos X que penetran el talón del blanco es menor ya que han de recorrer mayor distancia hasta escapar del blanco y, por tanto, se incrementa su absorción. Al disminuir el punto focal de un tubo de rayos X aumenta el efecto talón [22]..

(40) 29. Figura 1.18. Efecto Talón 1.7.1.4.. Filtración. La filtración se usa para eliminar selectivamente del haz útil fotones de rayos X de baja energía. La filtración de un espectro de rayos X es causada por filtraciones (atenuadores) inherente y añadida en la trayectoria de rayos X, la filtración inherente es un fenómeno que se encarga de filtrar el haz emergente por medio de la capsula de vidrio del tubo de rayos X, siendo esta de cristal para que la filtración inherente sea pequeña. La filtración añadida se debe a la interposición de láminas de aluminio entre la carcasa protectora del tubo y la carcasa externa o colimador. Al colocar un filtro en el camino del haz, los rayos X se atenúan sea cual sea su energía; el espectro de emisión de los rayos X se desplaza hacia la banda de alta energía, lo que tiene como consecuencia la producción de un haz de mayor energía eficaz, poder de penetración y calidad, aunque afecta también la cantidad de rayos X..

(41) 30. 1.7.1.5.. Colimadores. Los colimadores definen el tamaño y forma del campo de rayos X que emergen del puerto de salida del tubo de rayos X. Permitiendo ajustar las dimensiones del campo con las contraventanas principales colocadas paralelamente opuestas, los rayos X inciden sobre la pared principal de colimación que son absorbidas casi completamente proporcionando un área de irradiación bien definida a el paciente. El punto focal va en la misma dirección y distancia del ensamble del colimador.. Figura 1.19. Colimador del Tubo de Rayos X 1.7.2. Equipo de Rayos X Convencionales Los equipos de rayos X convencionales, no son más que un equipo sencillo que utiliza un tubo de rayos X, acompañado de brazos para controlar sus movimientos convenientemente, los cuales trabajan con fotones de bajas energías. Parte. de la energía cinética del electrón se ha transformado en radiación. electromagnética. La función del equipo de rayos X consiste en proporcionar una.

(42) 31. intensidad suficiente y controlada del flujo de electrones para producir un haz de rayos X con la cantidad deseada. Los equipos de rayos X de diagnostico se presentan en muchas formas y tamaños, según el espectro de las energías y las diversidad de exploraciones a realizar, los cuales suelen trabajar a tensiones máximas de operación, o tensión de pico, entre 25 y 150 kVp, los tiempos de exploración son muy cortos [23].. (b). (a). Figura 1.20. (a) Formación de los Rayos X, (b) Foto de un Equipo de Rayos X 1.7.3. Tomógrafo Computarizado El tomógrafo computarizado utiliza rayos X para generar secciones transversales de imágenes en dos dimensiones del cuerpo [24], [25]. Las imágenes son adquiridas debido a la rápida rotación de un tubo de rayos X en 360 grados alrededor del paciente. La radiación transmitida es luego medida por un anillo de detectores de radiación muy sensibles localizados sobre el pórtico alrededor del.

(43) 32. paciente (ver figura 1.21). La imagen final es generada de estas medidas utilizando el principio básico de que la estructura interna del cuerpo puede ser reconstruida con las proyecciones múltiples de rayos X. En el TC en espiral el tubo de rayos X rota continuamente en una dirección, mientras que la mesa o camilla en la cual el paciente es colocado es movida mecánicamente en sentido de la dirección longitudinal del haz de rayos X. Anillo de detectores fijos. (a). Rotación del tubo de rayos X y el haz de rayos X. Ángulo. (b). Paciente. Figura 1.21. (a) Anillo de Detectores. Sección Transversal del Paciente, (b) Foto de un Tomógrafo Computarizado. Producción de la imagen en el CT: Cuando la fuente efectúa un barrido circular completo alrededor del cuerpo, las estructuras internas atenúan el haz de rayos X según sus respectivos valores de número atómico y densidad. La radiación emergente después de atravesar los tejidos se recoge en una serie de detectores apilados en una posición diametralmente opuesta a la del tubo y que cubre completamente el abanico de rayos X..

(44) 33. Cuando un haz fino de fotones monoenergéticos atraviesa un trozo uniforme de material sufre una atenuación que viene caracterizada por la ec.1.15. Si, como ocurre en el cuerpo humano, el haz de rayos X pasa a través de materiales de diferente atenuación, podemos considerar al cuerpo como un volumen compuesto por un gran número de pequeños elementos de igual tamaño, cada uno de los cuales posee un coeficiente de absorción constante.. anchura d , y sistema de ecuaciones a partir del cual se obtienen los valores de lNN ,. Figura 1.22. Representación esquemática de una imagen dividida en nm voxels de lN , ... , lU. . Para una mayor claridad, sólo se han representado las irradiaciones en una dirección.. El logaritmo del cociente i/i a lo largo de un rayo particular, como se puede. observar en la Figura 1.22, es proporcional a la suma de los coeficientes de. atenuación de todos los elementos que el rayo atraviesa. Para determinar la atenuación de cada elemento interno, se debe obtener un gran número de mediciones desde distintas direcciones, lo cual genera un sistema de ecuaciones múltiples. Una vez resuelto, mediante distintos algoritmos de reconstrucción y potentes sistemas de tratamiento de datos, se obtiene una imagen digital en 3D del objeto estudiado. La unidad de volumen mínimo en que se reconstruye esta imagen tridimensional es el voxel. Cada lamina adquirida por el CT es subdivida dentro de una matriz de 1024x1024 elementos de volumen (voxel o pixel de volumen). Cada voxel ha sido.

(45) 34. atravesado durante el escaneo de numerosos fotones de rayos X y la intensidad de la radiación transmitida medida por los detectores. De esta lectura de intensidades, la densidad o valor de atenuación del tejido en cada punto en la lámina puede ser calculado. Los valores específicos de la atenuación se encuentran asignados para cada voxel individual. La imagen mostrada es luego reconstruida como una matriz de elementos de imagen (pixel). A cada pixel se le asigna un valor numérico (Número CT), el cual es el promedio de todos los valores de la atenuación contenidos en el voxel correspondiente. Esta cifra se compara con el valor de atenuación del agua y visualiza en una escala de unidades arbitrarias llamada unidades Hounsfield (HU). Esta escala asigna como cero al valor de atenuación (HU) para el agua. Cada número representa las sombras de grises con +1000 (blanco) y -1000 (negro) a cada extremo del espectro. Aire. Agua. Pulmón. Grasa. Hueso. Tejidos Blandos. Hueso. +400 -> +1000. Tejidos blandos. +40. Agua. 0. Grasa. -60. Pulmón. -400. Aire. -1000. -> +100. -> -100 ->-600. Figura 1.23. Escala Hounsfield de Números CT. 1.7.4. Cámara de Ionización Estas cámaras son las más simples de todos los detectores de radiación a base de gas, el cual es un dispositivo usado para la detección de partículas de aire o medición de la radiación ionizante a través de un campo eléctrico. Una cámara de.

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