Fundamentos Fisicos Y Equipos

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Técnico Superior Módulo Transversal

Coordinadores Enríe F e rn án dez-V elilla Ce p riá M a n u e l A lg a ra López

R J N D A M E :N T O E > HEdICOEd Y G zQUIPOEd

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A R A N ./

FUNDAMENTOS FISICOS Y EQUIPOS

Coordinadores E n ric F e rn á n d e z -V e lilla C e p riá M a n u e l A lg a ra L ó p e z

© Copyright 2014. Enric Fernández-Velilla Cepriá, Manuel Algara López © Copyright 2014. Aran Ediciones, S.L.

ediciones 5.1.

Castelló, 128, l 9 * 28006 Madrid Tel. 917820030 e-mail: [email protected] http ://www. grupoaran.com Reservados todos los derechos Esta publicación no puede ser reproducida o transmitida, total o parcialmente, por cualquier medio, electrónico o mecánico, ni por fotocopia, grabación u otro sistema de reproducción de información sin el permiso por escrito de los titulares del Copyright. El contenido de este libro es responsabilidad exclusiva de los autores. La Editorial declina toda responsabilidad sobre el mismo. ISBN: 978-84-16141-58-6 Depósito Legal: M -28952-2014 Impreso en España Printed in Spain

El descubrim iento de los rayos X en 1895 por Roentgen m arcó un antes y un después en la medicina: su aplicación en diagnóstico por la imagen em pezó inm ediatam ente, m ientras que los prim eros tra tam ien tos de radioterapia se iniciaron un año después. Los prim eros pasos llevaron ya al establecim iento tanto de los beneficios y utilidades com o de los posibles efectos adversos de su utilización. El desarrollo tecnológico de la m edicina en la segunda m itad del siglo xx perm itió el em pleo de otros tipos de radiación, ionizante com o los rayos y y no ionizante com o los ultrasonidos o la radiación electrom agnética de la resonancia magnética nuclear. Este am plio espectro p erm ite a los especialistas en radioterapia y en diagnóstico por la imagen disponer de un am plio espectro de equipos y tipos de radiación para obtener imágenes de gran precisión y tra tam ien tos con los m enores efectos adversos posibles. El presente libro pretende acercar al alum no de m ódulos superiores de Imagen para el Diagnóstico y de Radioterapia el conocim iento acerca de los diversos tipos de radiación que en su desarrollo profesional deberán dominar. A lo largo de sus siete capítulos se introducirán conceptos físicos com o la naturaleza y el co m portam iento de las distintas radiaciones así com o de los equipos que las em iten y su funcionam iento. Tanto aquellos estudiantes que vayan encam inados a la especialidad de D iagnóstico por la Imagen com o a Radioterapia podrán encontrar en las siguientes páginas los funda­ m entos físicos que les acompañarán a lo largo de sus estudios. Estos conceptos esta­

rán en todo m om ento detrás de las aplicaciones que verán en el resto de m ódulos que com pondrán su form ación. La estructura del libro pretende profundizar en los conocim ientos m encionados em pe­ zando por un prim er capítulo destinado al conocim iento de las radiaciones en general. A partir de él, los siguientes siguen una estructura com ún en la que los com portam ientos de las radiaciones se relacionan con los equipos que las generan y con sus aplicaciones. Al final, la introducción de m agnitudes y unidades de uso en radioterapia y radiodiagnóstico perm ite ya dar paso a los conocim ientos de otros módulos.

Enric Fernández-Velilla Cepriá

Coordinadores Enríe Fernández-Velilla Cepriá Licenciado en Ciencias Físicas y Especialista en Radiofísica Hospitalaria. Profesor del Crédito Form ativo de Grado Superior de Técnico en Radioterapia en el Instituí Bonanova de Barcelona. Radiofísico A djunto en el Servicio de Oncología Radioteràpica del Pare de Salut Mar de Barcelona. Colaborador con el D epartam ent d'Educació de la G eneralitat de Catalunya en la adap­ tación de los currículos de Formación Profesional de Grado Superior a los nuevos m ó­ dulos regulados por la LOE de Radioterapia y Diagnóstico por la Imagen M an u el A lgara López Jefe del Servicio de Oncología Radioteràpica del Pare de Salut M ar de Barcelona Profesor Asociado de los Grados de M edicina, Biología Humana y Bioingenieria. Uni­ versidad Pompeu Fabra de Barcelona Coordinador de Diagnóstico por la Imagen y Radioterapia del Grado de Medicina, de Diagnóstico por la Imagen del Grado de Biología y de Sistem as de Imagen Biomédica del Grado de Bioingenieria de la Universidad Pompeu Fabra de Barcelona Profesor del M ódulo de Técnico Superior de Radioterapia en el Instituí Bonanova de Barcelona

Autores Rodolfo de Blas Piñol Especialista en Radiofísica Hospitalaria. Servicio de Física y Protección Radiológica. Institu í Catalá d'O ncologia. Hospital Duran i Reynals. Barcelona Enric Fernández-V elilla Cepriá Especialista en Radiofísica Hospitalaria. Servei d'O ncologia Radioteràpica. Pare de Sa­ lut Mar. Barcelona Profesor del Crédito de Física de las Radiaciones y Equipos Radioterápicos en los es­ tudios de Técnico Superior en Radioterapia. Escola Bonanova. Barcelona A n to n i Figueres C ugat Técnico en Imagen para el Diagnóstico. Servicio de Radiología del Hospital de l'Esperanga. Pare de Salut Mar. Barcelona Benjam ín G uix M elcio r D irector M édico del Institu í M èdie de Onco-Radioterapia de Barcelona. Profesor Tiíular de la Faculíad de M edicina de la Universidad de Barcelona Ignasi M o d o le ll Farre Especialisla en Radiofísica Hospitalaria. Servicio de Física y Protección Radiológica. Instituí Catalá d'O ncologia. Hospiíal Duran i Reynals. Barcelona J au m e M o le ro i Savall D octor en Ciencias Físicas, especialisía en Radiofísica Hospitalaria. Radiofísico A djun­ to. Servicio de Oncología Radioteràpica. Institu í Catalá d'O ncologia. Hospital Germans Trias i Pujol. Badalona, Barcelona Caries O tal Entraigas Ecografisía Clínico. Clínica Diagonal CMI. Barcelona. Licenciado en M edicina por la Universidad de Barcelona. Especialisía en Bioquímica Clínica. Hospiíal de Sani Pau. Acrediíación en Ecografía Clínica por la SEMG y SEECO. Barcelona Yolanda Ricart G ayet Técnico en Imagen para el Diagnósíico. Servicio de Radiología. Hospiíal de l'Esperanga. Pare de Salut Mar. Barcelona M a tía s Riera Sendra Radiofísico A djunto del Servicio de Oncología Radioteràpica. Instituí M èdie de Onco-Radioíerapia. Barcelona A n to n io Sánchez A lcudia Profesor en el In síiíu í Bonanova. Coordinador Técnico IberoRad. Barcelona

José Ignacio Tello Luque Radiofísico en el Institu to IMOR (Institut M èdie de Onco Radioterapia). Barcelona. Profesor del Institu t Bonanova. Barcelona

Agradecimientos Queremos agradecer m u y especialm ente las horas de trabajo y dedicación destinadas a sus capítulos p o r los diferentes autores, que en m uchos casos se enfrentaban p o r primera vez ai reto de colaborar en la redacción de un libro de su especialidad. También agradecer a los diferentes centros sanitarios y empresas p o r p e rm itir la utilización de imágenes suyas para ilustrar los conceptos que en el m anual aparecen.

Capítulo 1 Caracterización de las radiaciones y las ondas......................................................

17

1.

Radiación ionizante y no io n iz a n te ...........................................................................

18

2.

Radiación electrom agnética y de p artículas..........................................................

24

3.

Ondas m ateriales y u ltra so n id o s..............................................................................

34

4.

M agnetism o y aplicaciones en la obtención de im ágenes diagnósticas

38

5. Aplicaciones de las radiaciones ionizantes en radioterapia e imagen para el d ia g n ó s tic o .........................................................................................................

45

6. Aplicación de las radiaciones no ionizantes y las ondas materiales en radioterapia e imagen para el d ia g n ó stico ......................................................... 7.

Unidades y magnitudes de uso en radioterapia e imagen para el diagnóstico ..

62 66

Capítulo 2 Caracterización de los equipos de radiología convencional.............................

83

1.

Radiación X ....................................................................................................................

84

2.

C om ponentes y fun cionam iento del tubo de rayos X .........................................

105

3.

Características técnicas del haz de radiación........................................................

124

4.

Radiación dispersa. Rejillas antid ifu soras...............................................................

131

5.

D ispositivos restrictores del haz de radiación.......................................................

136

6.

Mesas y dispositivos murales. Diseños, com ponentes y aplicaciones

138

7.

Receptores de im a g e n ................................................................................................

139

8. Consola de m a n d o s ......................................................................................................

146

9. Uso eficiente de re cu rso s ............................................................................................

150

Capítulo 3 P rocesado y tra ta m ie n to de la im a g e n en ra d io lo g ía c o n v e n c io n a l..............

167

1. Estructura y tipos de p e lícu la s...................................................................................

168

2. Pantallas de refuerzo.....................................................................................................

177

3. Chasis radiográficos......................................................................................................

183

4. Identificación y marcado de la imagen ra d iog rá fica ..............................................

186

5. Registro de la imagen d ig ita l.......................................................................................

189

6. Registro de la imagen en ra d iosco p ia ......................................................................

194

7. Factores que condicionan la calidad de

laimagen radiográfica...........................

196

8. Causas más frecuentes para la repetición de lasradiografías.............................

200

Capítulo 4 C a ra c te riz a c ió n de e q u ip o s de to m o g ra fía c o m p u ta riz a d a ...............................

209

1. Evolución de las técnicas to m o g rá fic a s ................................................................

210

2. TC convencional y espiral..........................................................................................

214

3. TC m u ltic o rte .................................................................................................................

218

4. Com ponentes de un equipo de T C .........................................................................

221

5. Usos diagnósticos y terapéuticos de la T C ..........................................................

226

6. Seguridad en las exploraciones de T C ...................................................................

232

7. Representación de la imagen en T C ......................................................................

242

8. Calidad de la im a g e n ..................................................................................................

250

9. A rtefactos en T C ..........................................................................................................

256

10. Uso eficiente de re cu rso s .........................................................................................

259

Capítulo 5 C a ra cte riza ció n de e q u ip o s de re so n a n cia m a g n é tic a ........................................

273

1. C om portam iento del espín nuclear en un cam po m a g né tico...........................

274

2. Generación de la señal de resonancia....................................................................

279

3. Sala de exploración de R M ........................................................................................

288

4. Equipos de resonancia abiertos y ce rra d os..........................................................

289

5. Imanes. Tipos y cla sifica ció n ....................................................................................

290

6. E m isores-receptores de R M ....................................................................................

291

7. Consola de m andos y planificación de la e xp lo ra ció n ........................................

293

8. Usos diagnósticos y terapéuticos de la R M .........................................................

293

9. Seguridad en las exploraciones de R M ..................................................................

294

10. Captura de la señal. Transformadas de Fourier. Espacio K. Matriz de datos....

296

11. Tiempos de repetición, de eco, de adquisición y de in ve rsió n.........................

297

12. R econstrucción en 2D y 3 D ......................................................................................

298

13. A rtefactos en R M ........................................................................................................

302

14. Técnicas em ergentes: RM funcional. RM intervencionista. RM en simulación radioteràpica. Espectroscopia por R M ...................................................................

305

15. Uso eficiente de re c u rs o s .........................................................................................

308

Capítulo 6 Caracterización de los equipos de u ltra so n id o s ....................................................

319

1. Ondas mecánicas. Características mecánicas. Rangos so no ro s.....................

320

2. Producción y recepción de ultrasonidos: e fe cto piezoeléctrico ...................

324

3. Interacciones de los ultrasonidos con el medio. Propagación de ultrasonidos en medios hom ogéneos y no h o m o g é n e o s ........................................................

326

4. Transductores. C om ponentes y tip o s .....................................................................

328

5. Consola o mesa de c o n tro l........................................................................................

330

6. Dispositivos de salida: m onitores e im presoras..................................................

332

7. Usos diagnósticos y terapéuticos de las im ágenes de u ltra son id os................

334

8. Imagen digitalizada estática y en m ovim iento. US 2D, 3D y 4 D ...................

339

9. A rtefactos en ultrasonografía...................................................................................

348

10.

Uso eficiente de re c u rs o s ........................................................................................

352

Capítulo 7 Gestión de la im agen d iagnóstica...............................................................................

361

1. Redes de com unicación y bases de d a to s ............................................................

363

2. T e le m e dicina .................................................................................................................

365

3. Estandarización de la gestión y planificación de los se rv ic io s ..........................

367

4. Estandarización de la imagen médica. DICOM y principales características del e s tá n d a r..................................................................................................................

370

5. HIS, gestión y planificación de la actividad hospitalaria......................................

371

6. RIS, gestión del sistem a de la imagen m é d ic a ..................................................

374

7. PACS y m odalidades de a d q u is ic ió n ......................................................................

376

8. Integración HIS-RIS-PACS.........................................................................................

380

9. S oftw are de gestión HIS y RIS................................................................................

380

10. S oftw are de m anejo de la imagen m édica...........................................................

381

11. Requerim ientos de la protección de d a to s ...........................................................

383

Soluciones "E valúate tú m is m o " ................................................................................

392

C ontenido Capítulo 1 Caracterización de las radiaciones y las ondas

Capítulo 2 Caracterización de los equipos de radiología convencional

Capítulo 3 Procesado y trata m ie n to de la im agen en radiología convencional

Capítulo 4 Caracterización de equipos de tom ografia com putarizada

Capítulo 5 Caracterización de equipos de resonancia m agnética (RM)

Capítulo 6 Caracterización de los equipos de ultrasonidos

C apítulo 7 Gestión de la im agen diagnóstica

CARACTERIZACIÓN DE LAS RADIACIONES Y LAS ONDAS Enric Fernández-Velilla Cepriá

Sum ario 1. Radiación ionizante y no ionizante 2. Radiación electrom agnética y de partículas 3. Ondas materiales y ultrasonidos 4. M agnetism o y aplicaciones en la obtención de imágenes diagnósticas 5. Aplicaciones de las radiaciones ionizantes en radioterapia e imagen para el diagnóstico 6. Aplicación de las radiaciones no ionizantes y las ondas materiales en radioterapia e imagen para el diagnóstico 7. Unidades y magnitudes de uso en radioterapia e imagen para el diagnóstico

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

En e s te c a p ítu lo el a lu m n o a dq uirirá los conocim ientos básicos sobre la física de radiacio­

nes y la naturaleza atóm ica de la m ateria. Q u é son las ra d ia cio n e s, c ó m o se c o m p o rta n , q ué tip o s hay y ta m b ié n sus a p lic a c io n e s m á s c o m u n e s . C o n oce rá las o nd a s y las p artículas, su s g e n e ra lid a d e s , y to d o a q u e llo q u e será de u tilid a d para e x p lic a r p o r q u é y para q u é son u tiliza d a s en ra d io te ra p ia y d ia g n ó s tic o p o r la im a g e n . Tras una b re v e in tro d u c c ió n s o b re la estructura del átom o nos a d e n tra re m o s en la n a tu ra le ­ za d e la ra d iación , e s tu d ia n d o las c a ra c te rís tic a s de las o n d a s y las p artícu la s. A c o n tin u a c ió n el m agnetism o nos abrirá las p u e rta s de la re so n a n cia m a g n é tic a y su u tiliz a c ió n en im a g e n para el d ia g n ó s tic o . L le g a d o s a e s te p u n to , in tro d u c ire m o s las aplicaciones de las radiaciones q u e p ro fu n ­ d iz a re m o s en lo s c a p ítu lo s s ig u ie n te s para, fin a lm e n te , in tro d u c irn o s en el m u n d o d e la m e tro lo g ía y las m a g n itu d e s d e u so en ra d io te ra p ia e im a g e n .

I. R A D IA C IÓ N IO N IZ A N T E Y N O IO N IZ A N T E l.l. E stru ctu ra a tó m ic a d e la m a te ria Uno de los problem as más fascinantes que encontraron la física y la quím ica de finales del siglo xix y principios del xx fue la constitución de la m a te ria . Debían resolver la pregunta de si existía o no una par­ tícu la e le m e n ta l por debajo de la cual se perdiesen las propiedades quím icas de las sustancias. Pues bien, esta partícula existe y se llama

A—

átom o. Un átom o es la partícula más pequeña que form a cualquier sustan­ cia y que posee propiedades quím icas bien determ inadas, es decir, la capacidad de com binarse con otros átom os para form ar asociaciones

es la partícula más

más com plejas llamadas m oléculas. Los átom os son m uy pequeños,

pequeña que forma

su diám etro es del orden de 10"10 m.

cualquier sustancia y que posee propiedades químicas bien determinadas.

El o rig e n de la palabra á to m o p ro ce d e de la a ntig u a G recia, y su s ig n ific a d o es in d ivisib le . A hora sa b e m o s que los á to m o s no son in d ivisib le s sino que están fo rm a d o s por partículas de m e n o r ta m a ­ ño d is trib u id a s en dos p artes cla ra m e n te d ife re n cia d a s: nú cleo y c o rte za (Figura 1).

Caracterización de las radiaciones y las ondas

Figura 1. Núcleo y corteza. Los electrones giran en órbitas alrededor del núcleo.

http://www. unocero. com/2013/08/20/ que-edad-tienen-tus-oidos/

I . I . I . El n ú c le o a tó m ic o El núcleo alberga casi la totalidad de la masa del átom o (99,9 %) aunque su tam año es dim inuto, unas 10.000 veces más pequeño. En su interior se encuentran dos tip os de partículas d iferen tes: los protones y los neutrones. Por ser las com ponentes del núcleo, a ambas partículas se las llama nucleones. Los protones son partículas de carga eléctrica con signo positivo, de un valor igual a la carga e lem en tal, es decir, +1,602 x 1 0 19C (Coulombs). Al núm ero de p ro to n e s que fo rm a n parte de un núcleo se le llama núm ero atóm ico Z. Este núm ero determ ina las propiedades químicas del átom o. Así, tod o s los á tom os con el m ism o núm ero Z tienen las m ism as propiedades quím icas y, por tanto, son del m ism o elem ento quím ico. Los neutrones son partículas sin carga eléctrica. Su masa es un poco m ayor que la de los protones, aunque la diferencia es del orden de tan solo un 0,1 %. Puesto que los neutrones y los protones concentran casi toda la masa del átom o, a la suma del núm ero de protones más el de neutrones se la llama núm ero m ásico A.

RECUERDA QUE

El núcleo está formado po r protones y neutrones. El número de protones se llama número atómico Z y el de protones más neutrones número másico A.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

INFORMACIÓN IMPORTANTE

No se debe confundir el núm ero másico con la masa atómica: el primero es un núm ero entero para contar cuántos nucleones hay en el núcleo atóm ico. La segunda es la masa en kilogram os de esas partículas.

Un átom o se simboliza por m edio del sím bolo quím ico del elem ento al que pertenece y los núm eros Z y A de la siguiente manera: *X

Donde X es el sím bolo del elem ento. Puesto que este sím bolo está https://www. youtube, com / watch?v=VxcbppCX6Rk

relacionado con Z de manera unívoca, la representación más com ún de un átom o es: AX Isótopos E xisten á to m o s con el m ism o núm ero de p ro to n e s pero d ife re n te núm ero de neutrones. A estos átom os se les llama isótopos. Al tener el m ism o Z tienen las m ism as propiedades quím icas y por tanto son del m ism o elem ento, aunque tienen masas diferentes.

Ejemplo El hidrógeno es elem ento químico con el núcleo más ligero: tiene un solo protón. Sin embargo, tiene tres isótopos: el hidrógeno sin neutrones, el deuterio con un neutrón y el tritio con dos. ¿Cuáles son sus núm eros Z, A y sus sím bolos atóm icos?

A

Para el hidrógeno, Z = 1 y A = 1 + 0 = 1. Símbolo 1H. Para el deuterio, Z = 1 y A = 1 + 1 = 2 . Símbolo 2H.

Existen átom os

con eJ mismo número

Para el tritio, Z = 1 y A = 1 + 2 = 3. Símbolo 3H.

de protones pero diferente número de neutrones. A estos átomos se les llama isótopos.

Algunos núcleos no pueden m antenerse unidos a lo largo del tie m p o y tarde o tem prano acaban por rom perse em itiendo radiación. Este pro­ ceso se llama desintegración. A los isótopos susceptibles de desinte­ grarse se les llama inestables o radiactivos, en contraposición a los que nunca de desintegran o estables.

Caracterización de las radiaciones y las ondas

Los núcleos radiactivos, ta rd e o te m p ra n o , se desintegran. Este fenóm eno, conocido com o radiactividad, da lugar a tres tipos de radia­ ción: a, (3 y y-

A-

A los isótopos

susceptibles de

) La radiación a está com puesta por partículas cargadas m uy pesadas,

desintegrarse se les

núcleos de helio, que son poco penetrantes pero m uy ionizantes. Los

llama inestables o

isótopos que la presentan, llam ados e m iso re s a, tie ne n núm eros

radiactivos.

másicos altos, a partir de 150. 1 La radiación (3 está form ada por electrones (|3‘) o positrones (|3+). Es más penetrante que la a, pero m enos ionizante. Los e lem entos que la producen están distribuidos por toda la tabla periódica, sin un valor mínim o de núm ero másico. > La radiación y es radiación electrom agnética de alta energía. Se pro­ duce por reorganizaciones internas del núcleo atóm ico y con frecuen­ cia sigue a una desintegración de otro tipo. A la cantidad de desintegraciones por segundo que presenta una m ues­ tra radiactiva se la llama actividad, y se m ide en Becquerel (Bq en el sistema internacional [SI]) o en Curie (Ci en el SI). 1 Ci = 3,7 x 1010 Bq Una característica esencial de la actividad de un cuerpo radiactivo es el hecho de que dism inuye en el tie m p o siguiendo una ley exponencial: A = A 0 x e~w Donde k es la llamada constante radiactiva y depende del isótopo que form a la sustancia, t el tie m p o transcurrido y A 0 la actividad inicial de la muestra. Al tie m p o que tarda una m uestra radiactiva en perder la m itad de su actividad inicial se le llama periodo de sem idesintegración T1/2, y es un parám etro fundam ental que caracteriza a cada isótopo radiactivo.

l.l.cE. La corteza atómica

A

/A la cantidad

de desintegraciones

La corteza está form ada por unas partículas dim inutas, los electrones, de carga eléctrica negativa y masa unas 1.800 veces inferior a la de los protones. El valor de su carga, sin em bargo, es de la mism a magnitud

p o r segundo que presenta una muestra

aunque de signo contrario. Es decir, -1,602 x 10~19C. El núm ero de

radiactiva se le llama

electrones de la corteza es igual al núm ero de protones del núcleo, de

actividad.

manera que el á to m o es eléctricam ente neutro.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

Los e lectrones de la corteza se m ueven alrededor del núcleo descri­ biendo órbitas, de manera que evitan así caer sobre él de una manera sim ilar a com o los planetas orbitan alrededor del sol. La corteza está casi to ta lm e n te vacía, con tan solo los dim inutos electrones trasladán­ dose a gran velocidad. RECUERDA QUE

El periodo de semidesintegración es característico de cada isótopo. Los isótopos fundamentales de uso en radioterapia y braquiterapia de alta tasa son el 60Co, con un Ty? = 5,26 años, y el 192lr con un T1/2 = 74,2 días.

La distancia a la que órbita un electrón respecto al núcleo determ ina la energía potencial de su órbita. Según la teoría atómica del físico sueco Niels Bohr las energías de los electrones no pueden adoptar cualquier valor sino que solo unos pocos son posibles. Es decir, los electrones se mueven alrededor del núcleo con unos valores energéticos bien defini­ dos. A cada uno de estos valores se le denomina capa. Una capa puede contener diversas órbitas, pero todas ellas tendrán la m ism a energía.

El valor de la masa del electrón es: rme = 9,109 x10~31 kg La masa del protón es 1.836 veces mayor: m p = 1,673 x 10-27 kg La masa del neutrón es parecida a la del protón: m n = 1,675 x 10'27 kg. V

_

______

/

Las capas de la corteza se simbolizan con letras del alfabeto, empezan­ do por la capa K, la más próxima al núcleo, L, M, N ... La más externa se denom ina capa de valencia y es la responsable de la reactividad química del átom o. Las capas más próxim as al núcleo son las de m enor energía, y las más lejanas son las más energéticas. Así, para que un electrón se mueva de una capa interna a una capa más externa, deberá absorber energía. Cuando un átom o no es perturbado externam en­ te, los electrones ocupan siem pre las capas más cercanas al núcleo. Se dice que el átom o está en su estado fundam ental. Al perturbar un átom o, com o por ejem plo al incidir radiación sobre él, los electrones pueden absorber energía del exterior y pasar de niveles más bajos a capas más altas. Este proceso se llama excitación. Al cesar la perturbación externa, vuelven a las capas más bajas devolviendo el exceso de energía en fo r­ ma de radiación electrom agnética. Es la llamada Figura 2. P rocesos de ionización y e xcita c ió n /d e s e x c ita c ió n . A. Electrón excitado. B. Electrón ionizado. C y D. D esexcitación con emisión de radiación electrom agnética.

desexcitación, y en ella encontram os el origen de los rayos X característicos (Figura 2).

Caracterización de las radiaciones y las ondas

Si la radiación incidente es de suficiente energía com o para arrancar un electrón del átomo, el número de protones será superior al de electrones y quedará cargado positivamente, convirtiéndose en un ión. El proceso por el cual un electrón es arrancado del átom o se llama ionización, y las radiacio­ nes con suficiente energía com o para producirlo, radiaciones ionizantes.

La energía potencial eléctrica de un electrón que gira a una dis­

http://www.Ipi. tel. uva. es/~nach0/ docencia/¡ng_ond_1/trabajos_03_04/ infra_y_ultra/generadores_ultrasonidos. htm

tancia r d e un núcleo con n úm ero a tó m ico Z se calcula con la fórmula:

/1 .602x1 c n o .^ in ~ i9 \2 9 x 1 0-i9 -Z-7-(1 (T , (1)

La energía necesaria para provocar la excitación de un electrón y que salte de una capa con energía U1 a una capa más alta con energía U2 tiene un valor: e

=

u 2- u ,

En la excitación, esta diferencia es de signo positivo porque el electrón debe absorber energía para subir a una capa más alta. C ontrariam en­ te, en la desexcitación es de signo negativo porque el electrón pierde energía, em itiéndola al exterior en form a de radiación electrom agnética. En el caso de que la energía de la radiación incidente tenga una energía superior al valor de la energía potencial del electrón, se producirá una ionización y el electrón saldrá despedido con una energía cinética igual a la diferencia de los dos valores.

La energía cinética de una partícula se calcula con la fórm ula: K = - m -v2(2) 2 Donde m es la masa de la partícula y v su velocidad. R ECU ERD A QUE

Los valores de la energía a nivel a tó m ico son valores absolutos m uy pequeños, lo que dificulta la com paración y las operaciones con ellos. Para evitar esta lim itación se introduce una nueva unidad llamada elec­ tronvoltio, simbolizada por eV. Su equivalencia con la unidad de energía en el SI, el joule, es la siguiente: 1 eV = 1,602 x 1 0 19J

La radiación es transmisión de energía a distancia, ya sea p o r medio de ondas o de partículas, a través de un medio o del vacío.

FUNDAMENTOS FISICOS Y EQUIPOS

Un error m u y fre cue n te se produce al confundir el eV con una unidad de potencial eléctrico. Es necesario tener siem pre en cuenta que el eV es una unidad de energía.

RECU ERD A QUE

Un electronvoltio (eV) es la energía potencial eléctrica de una carga fundamental sometida a un potencial eléctrico de 1 V, y su valor en el SI es de 1,602 x 10'19J.

c ü . R A D IA C IÓ N E L E C T R O M A G N É T IC A Y D E P A R T ÍC U L A S La energía se transm ite a distancia por medio de la radiación, que puede ser de dos naturalezas distintas: ondas y partículas.

c=M. R adiación ondulatoria Las ondas son perturbaciones que se tra nsm iten a distancia sin que haya tra nsp o rte de materia. Existen ondas que solo pueden tra n sm i­ tirse a través de m edios materiales, com o el sonido o las olas del mar, y que constituyen las llamadas ondas m ateriales. Las ondas que no necesitan de un m edio físico para desplazarse, y que por tanto pueden hacerlo tam bién en el vacío, son las ondas electrom agnéticas. Cabe destacar el caso particularm ente interesante de aquellas ondas en que la perturbación se repite a lo largo del tiem po. Son las llamadas ondas periódicas. Los ultrasonidos y las ondas electrom agnéticas de uso en radioterapia e im agen para el diagnóstico perte n ece n a este tipo de ondas.

. I . I . C a ra c te riz a c ió n

d e la s o n d a s p e rió d ic a s Los parámetros que definen una onda periódica son los sig u ien ­ tes: I Longitud de onda (X): es la distancia que separa dos pun­ to s que e sté n en el m is m o e sta d o de o sc ila c ió n en un instante de tiem po, esto es, la distancia que separa dos cres­ tas consecutivas, o dos valles, etc. Sus unida d es serán de longitud (metros) (Figura 3). Figura 3. Longitud de onda y amplitud.

Caracterización de las radiaciones y las ondas

} Frecuencia (f): es el num ero de repeticiones de la perturbación por unidad de tiem po. Sus unidades en el sistem a internacional son los hercios (Hz). Un hercio es la frecuencia de una onda que tie n e un periodo de 1 s (1 Hz = 1 s-1). 1 Periodo (T): es el tie m p o que tarda en repetirse la perturbación. Se RECUERDA QUE

mide en segundos. El periodo y la frecuencia están relacionados por

Las ondas en las que la perturbación es perpendicular a la dirección de propagación se llaman ondas transversales. Aquellas en las que la perturbación es en la misma dirección que la propagación se llaman ondas longitudinales.

la expresión:

) Velocidad de propagación (v): es la distancia recorrida por la onda en la unidad de tiem po. Sus unidades son m/s. 1 A m p litu d : es la d iferen cia e n tre el valor m áxim o de la m a gnitud objeto de la perturbación en una cresta y el valor cero. Sus unidades dependerán de la m agnitud que oscila. Un tipo especial de ondas periódicas son las llamadas ondas a rm ó n i­ cas, en las que la perturbación transm itida sigue una función sinusoidal a lo largo del tie m p o . Cualquier onda puede ser representada com o com binación de ondas arm ónicas de diferentes frecuencias y am plitu­ des, lo que facilita el estudio de su co m p ortam iento y sus propiedades físicas.

cE .l.cr!. C o m p o rta m ie n to d e la s o n d a s La interacción de las ondas con el medio en el que se propagan produ­

----------------------------------------

ce diversos efectos que deben ser

Medio 1

estudiados para conocer sus im pli­ caciones en radioterapia y diagnós­ tico por la imagen. Los principales son los siguientes (Figura 4):

1 Reflexión: se p ro d u ce en una onda al llegar a la interfase entre el m edio del que procede y otro de naturaleza o densidad d ife ­ rente. En la reflexión, la onda no penetra en el segundo medio sino que vuelve a aquel por el que se propagaba. 1 Refracción: se produce al atraveK

sar la interfase entre dos m edios

¿

■■ ^

,

, ,

,

. ,

Figura 4. Reflexión y refracción de una onda al atravesar la superficie de separación de dos m edios en los que la onda se m ueve a velocidades diferentes.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

de densidades o propiedades distintas. En este caso, la onda penetra en el segundo m edio pero sufre una desviación en la dirección de propagación. 1 Polarización: en este caso la oscilación solo puede darse en una http://www.medigraphic. com/pdfs/abc/ bc-2011Zbc112f.pdf

dirección determ inada del espacio (Figura 5).

Figura 5. Polarización. La onda Incidente presenta dos planos X e Y d e oscilación. A l atravesar el polaroide solo queda el plano Y.

I Interferencia: se produce al coincidir dos ondas en el m ism o punto del espacio. La perturbación es la suma algebraica de las dos oscila­ ciones en cada instante de tie m p o (Figura 6).

R ECUERD A QUE

La frecuencia f y la longitud de onda X están relacionadas entre sí mediante la velocidad de propagación v, según la expresión: v =X x f (3)

Figura 6. Interferencia. A la izquierda (A) se observa una onda simple emitida por un solo punto. A la derecha (B) el patrón de interferencia de las ondas generadas por dos.

Caracterización de las radiaciones y las ondas

Un caso particularm ente interesante de interferencia se produce cuando la onda está confinada en un espacio d ete rm ina d o en el que se refleja una y otra vez interfiriendo con ella m ism a. En este caso se producen ondas estacionarias, en las que la perturbación parece dejar de desplazarse longitudinalm ente. Este tipo particular de ondas se caracteriza por la existencia de unos puntos en los que desaparece la perturbación, llamados nodos (Figura 7).

A n tin o d o s

N odos

Figura 7. Nodos en una onda estacionaria. Los nodos no presentan oscilación ninguna. Parece que la onda no se desplace. Esto es debido a la interferencia entre la onda avanza y la reflejada.

I Difracción: se trata de un fe n ó m e n o exclu sivo de las ondas, que se produce al atravesar una abertura de dim ensiones parecidas a la longitud de onda (Figura 8).

FUNDAMENTOS FISICOS Y EQUIPOS

cE.cE!. Radiación e le c tro m a g n é tic a En 1864 M axwell dem ostró que las oscilaciones de un cam po eléctrico se propagan com o una onda a la velocidad de la luz. A estas ondas se las llam ó ondas e le c tro m ag n éticas. M ás tarde, en 1888, Hertz las produjo mediante circuitos eléctricos osci­ lantes y observó que sufrían fen ó m e no s idénticos a los de la luz: reflexión, refracción e interferencia. Se estableció así la naturaleza de la luz com o una onda electrom agnética. La luz se propaga en línea recta, y al igual que cual­ quier onda transversal, experim enta los fenóm enos de reflexión, refracción, polarización, interferencia y difracción, pudiéndose producir unos u otros en Figura 8. Difracción. A l atravesar una rendija estrecha, a la dere­ cha se observa que la onda ocupa todo el espacio com o s i la rendija fuese una nueva fuente.

función de la energía de la radiación y del medio que atraviese (Figura 9).

RECUERD A QUE

La velocidad de propagación de la luz en el vacío se simboliza con la letra c. Su valor e s c = 3 x 108m /s y es la mayor velocidad que un cuerpo puede alcanzar en el universo.

Figura 9. Luz com o onda electromagnética. La perturbación m agnética y la eléctrica son en planos perpendiculares, y ambas son de tipo transversal.

cB.cEí.l. E s p e c tro e le c tro m a g n é tic o La luz visible es un tipo particular de radiación electromagnética que esti­ http://neuropsicolatina.org/index.php/ Neuropsicologia_Latinoamericana/article/ download/103/81

mula las células sensibles de la retina del ojo humano y, por tanto, es per­ ceptible por el ser humano. Sin embargo, existen otros tipos de luz que no

Caracterización de las radiaciones y las ondas

pueden ser percibidos por nosotros y que comparten la misma naturaleza. Algunos ejemplos son los rayos infrarrojos, las ondas de radio, las microon­ das, los rayos ultravioleta y los rayos X y gamma (y). Todos ellos forman

A

El espectro

el llamado espectro electrom agnético, que es el conjunto de todas las

electromagnético es el

frecuencias posibles que puede adoptar la luz (Figura 10).

conjunto de todas las frecuencias posibles que puede adoptar

L o n gitu d de onda M m )

103

^ 02

10

1 10

10-2

-'

10-3 10

10-5 10-6 10-7 10-8 10-9 10-10 10

“*

la luz. -”

.....

MayorA.

M e n o rX

FRECUENCIA v (H z)

106 107 10B 109 1010 1011 1012 1013 10” 1015 1016 1017 1018 1019 1020 l—

I____I

I

I

I

I

M e n o rv

I

I

I

I

I

I

I

M a y o rv

O ndas de radio

Figura 10. Espectro electromagnético.

c2.cB.c£!. D u a lid a d

ondac o rp ú s c u lo

F o to e le c tro n e s

El comportamiento de la luz como una onda electromagnética explica la mayor parte de los fenóm enos relacionados con ella. Sin embar­ go, existen algunos experim en­ tos a los que la teoría ondulatoria no puede dar una explicación. El principal es el llam ado e fe cto fotoeléctrico (Figura 11). El e fe c to fo to e lé c tric o consiste en la em isión de electrones por parte de un material m etálico al , .

incidir radiación electrom agnetlca sobre él. Si la luz tie n e una

Figura 11. Efecto fotoeléctrico: la luz de color rojo no arranca electrones de la placa metálica independientem ente de que sea de poca intensidad (A) o m u y intensa (B). En cambio la luz azul (C) los arranca sea cual sea su intensidad.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

frecuencia inferior a un valor umbral,

Teoría clásica d e la lu z

no hay e m isión sea cual sea la can­ tidad de radiación incidente. A partir del um bral, sie m p re se produce y la cantidad de electrones solo depende de la intensidad de la luz aplicada. El problem a lo re so lvió E instein en 1905 retom ando la teoría de los cuan­

Teoría c u á n tic a

„vw v» v w v i' vw v* vw v* V W V * 'W W *

VW V*

tos de luz que había pro pu e sto M ax Planck, y asum iendo dos postulados: 1. La luz no es una onda co ntin u a, sino que está form ada por "fra g ­ m e n to s " de onda, a los que Eins­ tein llamó fotones (Figura 12).

Figura 12. Naturaleza corpuscular de la luz. En la teoría clásica la luz es una onda continua. Sin embargo, en la teoría cuántica está formada p o r "pedazos" de onda que se comportan como partículas, llamadas fotones.

2. Cada fo tó n está d o ta d o de una energía fija, dependiente de la fre ­ cuencia de la onda, y de valor: E = h ■v

Donde h es la llamada constante de Planck y su valor es h = 6,63 x 10‘34 J-s. Así pues, aunque la luz es una onda electrom agnética, en determ inadas circunstancias se com porta com o si e stu vie se com puesta por unas partículas llamadas foto n es. En esto co nsiste la teoría dual de la luz com o onda-corpúsculo. M ás aún, no se puede realizar ningún e xp e rim e n to en que la luz se com porte com o onda y com o partícula a la vez. Puesto que los fotones son pseudopartículas, carecen de masa en reposo y de carga eléctrica. Si la frecuencia de la luz es su ficie nte m e nte alta, la energía de los fo to ­ nes será su ficie nte para arrancar electrones de los á tom os sobre los que incida, y por lo tanto, será radiación ionizante. Este es el caso de los rayos ultravioleta lejanos, los rayos X y los rayos y (ver Figura 10).

1 KeV (1 kiloelectronvoltio) = 1.000 eV. 1 M eV (1 m egaelectronvoltio) = 1.000.000 eV = 106 eV. 1 GeV (1 gigaelectronvoltio) = 109 eV.

V

_______________

Caracterización de las radiaciones y las ondas

La radiación electrom agnética de altas energías es capaz de ionizar los átom os y de penetrar en la materia a grandes profundidades, caracte­ rística que la hace útil en radioterapia y radiodiagnóstico. La radiación empleada, en el rango entre algunos keV y decenas de MeV, son los rayos X y y. La diferencia entre am bos reside en cóm o son generados: los rayos X se generan al hacer chocar e lectrones acelerados contra blancos de alto núm ero atóm ico, com o verem os en el capítulo 2, m ien­ tras que los rayos y proceden de la em isión de radiación por parte de núcleos radiactivos. Más allá de esta diferencia, su co m p orta m ie n to y características físicas son los m ism os. Los mecanismos por los cuales las radiaciones electromagnéticas X y y interaccionan con la materia serán estudiadas en profundidad en el capítulo 2.

c£.r3. R adiación co rp u scu lar

RECUERDA QUE

El fotón no tiene ni masa ni carga, es de naturaleza ondulatoria y se mueve a la velocidad de la luz. Su energía solo depende de la frecuencia de la onda.

Las radiaciones corpusculares son todas las form adas por partículas. Contrariam ente a las ondas, en las que la propagación de la energía se realiza sin desplazam iento de masa, la partículas transportan la energía principalm ente en form a de energía cinética. Existen dos tipos principales de partículas: las cargadas eléctricam en­ te, com o los electrones, las partículas a y |3, etc., y las no cargadas o neutras, com o los neutrones (Figura 13).

A

—

se generan al hacer chocar electrones

La principal d iferencia e n tre unas y otras reside en la capacidad de

acelerados contra

interactuar a distancia con otras partículas a través de la interacción

blancos de alto número atómico, mientras que los rayos y proceden

Partícula a

Carga: + 3.204x10'l9C C om posición: 2 protones p++2 neutrones

de la emisión de radiación p o r parte de núcleos radiactivos.

Q

Partícula P

O

Partícula |3+ Carga: + 1.602x10~19C C om posición 1positrón e+

N eutrón

Carga: C om posición

Carga: C om posición

- 1.602x10 19C 1 electrón e

Sin carga 1 neutrón

Figura 13. Partículas alfa, beta y neutrones. Los positrones son electrones positivos, partículas de "antimateria ", que se aniquilan instantáneam ente al encontrase con ellos.

h ttp://diposit. ub. edu/dspace/ bitstream/2445/5627/1/RX_ones_ castellano.pdf

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

Las partículas cargadas se atraen o repelen m u tuam ente con una fuer­ za F siguiendo la Ley de Coulomb: F=k Donde k es una constante de valor 9 x 109 N m 2/C 2 en el vacío, Q 1 y Q2 los valores de las cargas y d la distancia que las separa.

A

eléctrica: las partículas cargadas pueden in teractu ar a distancia con Las partículas

cargadas tienen

otras partículas cargadas m ientras que las neutras no pueden hacerlo. Esto influirá en la capacidad de ionizar la materia de unas y otras.

la capacidad de interactuar a distancia con otras partículas cargadas a través de

c 2 .z 3 .l. In te ra c c ió n d e la s p a rtíc u la s c a r g a d a s

c o n la m a te ria Las partículas cargadas tienen la capacidad de interactuar a distancia

la fuerza eléctrica o

con otras partículas cargadas a través de la fuerza eléctrica o Fuerza

Fuerza de Coulomb.

de Coulom b. Aunque el átom o es eléctricam ente neutro, en su interior existen cargas con las que interactuará la radiación. En la corteza se encuentran los electrones, de carga negativa, y en el núcleo los proto­ nes, de carga positiva. Al incidir radiación de partículas cargadas sobre un átom o, se producirán diferentes efectos cuya magnitud dependerá de diversos factores com o la masa de las partículas, su carga, y si la interacción se produce con el núcleo o con los electrones de la corteza. I Interacción con los electrones de la corteza: al acercarse una partícu­ la cargada a un electrón de la corteza, el electrón aumenta su energía (la

R ECUERD A QUE

La carga de un electrón es del mismo valor que la carga eléctrica fundamental aunque de signo negativo, es decir, Q electrón . = - 1 .6 0 2 x

10-19c

La del protón tiene el mismo valor, pero signo positivo.

radiación pierde una parte de la que llevaba). Si este aum ento coincide con la diferencia de energía respecto a una capa superior, el electrón "s u b e " a ella, en un proceso llamado excitación. En el caso de que el aum ento sea superior al valor de la energía potencial del electrón en la capa en la que órbita, calculada según la expresión (1), el electrón será expulsado del átomo. A este proceso se le llama ionización. ) Interacción con el núcleo: el núcleo atóm ico concentra casi la to ta ­ lidad de la masa del átom o. Esto tie ne com o consecuencia que al incidir la radiación de partículas cargadas sobre él, su m o vim ien to es p rácticam ente despreciable. C ontrariam ente, las partículas que se acercan a él son desviadas en m ayor o m enor grado dependiendo de su masa, su carga y la carga del núcleo.

Caracterización de las radiaciones y las ondas

La desviación o cam bio de trayectoria de una partícula cargada al acer­ carse a un núcleo es debida a la aceleración producida por la fuerza eléctrica. Una carga eléctrica acelerada pierde parte de su energía, es decir, frena, em itiendo radiación electrom agnética llamada radiación de fre n a d o . Este m ecanism o es fundam ental en la producción de rayos X en los equipos de radiología y los aceleradores lineales (Figura 14).

Electrón Núcleo

Figura 14. Radiación de frenado.

Si la radiación incidente está form ada por partículas pesadas, com o es el caso de radiación de protones, partículas a o iones, la desviación producida por el núcleo es pequeña y se produce poca radiación de frenado. Sin embargo, en el caso de partículas ligeras com o la radiación de electrones, su pequeña masa ocasiona grandes desviaciones y la emisión de gran cantidad de radiación de frenado. Más aún, los núcleos pesados que contienen m uchos protones atraen con m ayor fuerza a las partículas cargadas de la radiación, produciendo también mayores desviaciones y, por tanto, m ayor radiación de frenado. Por los dos m otivos anteriores la producción de rayos X de frenado es máxima al hacer chocar electrones de altas energías y gran velocidad contra m ateriales pesados. Los equipos de rayos X utilizados en radio­ terapia y radiodiagnóstico se basan precisam ente en este efecto. La form a de acelerar los electrones hasta altas velocidades depende de las energías buscadas, y distinguirá unos equipos de otros desde los tubos de rayos X en energías de kilovoltaje hasta los aceleradores lineales en equipos de megavoltaje.

RECUERDA QUE

A l expulsar un electrón de un átom o p o r medio de la radiación, el número de protones del núcleo pasa a ser superior al de electrones de la corteza, y p o r lo tanto, el átomo queda cargado eléctricamente. A este átom o se le llama ión, y a las radiaciones con suficiente energía para producir este efecto, radiaciones ionizantes.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

A— de rayos X de frenado es máxima al hacer

El potencial e lé ctrico V en un punto es el trabajo que debería hacer una fuerza externa para traer una carga de +1C desde el in fin ito hasta dicho punto a velocidad constante. Sus unidades en el SI son los voltios, simbolizados com o V.

chocar electrones de altas energías y gran velocidad contra

C onociendo el potencial eléctrico en un punto, la energía poten­ cial eléctrica de una carga en dicho punto tiene el valor:

materiales pesados.

U = q •V

c £ .= 3 .c £ . In te ra c c ió n d e la s p a rtíc u la s n e u tra s

c o n la m a te ria Las partículas neutras no sufren interacción eléctrica, por lo que no ejercen acción a distancia y la única form a de interactuar es el choque directo. Al no ten e r carga, no em iten radiación de frenado. La probabilidad de que una partícula no cargada com o un neutrón cho­ que contra un electrón de la corteza es casi nula. Así pues, la radiación de partículas neutras es frenada casi de manera exclusiva por choques contra el núcleo. Puesto que el núcleo es de peq u eñ ísim o tam año respecto al total del átom o, estas interacciones son m uy im probables, y la radiación de partículas neutras es m uy penetrante en la materia. En el caso particular de la radiación de neutrones, según sea su energía pueden rebotar contra el núcleo en un proceso llam ado dispersión, rebotando contra él y perdiendo parte de su velocidad, o pueden sufrir una absorción en la cual sean retenidos por él. RECUERDA QUE

El radio de un átom o es aproximadamente de 1 Á (1 0 '10 m) para la mayoría de elementos químicos. El núcleo es aproximadamente 10.000 veces menor, p o r lo que en muchas ocasiones se dice que el átom o está mayoritariamente vacío.

En el caso de los procesos de dispersión, los materiales más eficientes para frenar los neutrones son los de bajo núm ero másico. Este m eca­ nism o es el principal para la protección fre nte a estas partículas porque se produce sea cual sea su energía.

=3 . O N D A S M A T E R IA L E S Y U L T R A S O N ID O S Las ondas m a te ria les son aquellas que solo pueden tra n sm itirs e a través de un m edio material. Las ondas electrom agnéticas no son de este tipo puesto que pueden propagarse tanto por m edios m ateriales com o por el vacío. Ejemplos de ondas materiales son las sonoras, las perturbaciones sobre la superficie de un líquido, las ondas de choque, las ondas sísmicas, etc.

Caracterización de las radiaciones y las ondas

Existen ondas m ateriales transversales y longitudinales, y sus carac­ terísticas generales son las descritas en el apartado 3.1 del presente capítulo. El sonido es la onda lo n g itu d in a l de m a yo r in te ré s en im agen para el diagnóstico, puesto que los sonidos de alta frecuen­ cia, los ultrasonidos, son los utilizados para la ultrasonografía, que se estudiarán con detalle en el capítulo 6 de este libro.

=3.1. El sonido El sonido es una onda material de tipo longitudinal. La perturbación que transm ite consiste en un cam bio de presión, que puede ser periódica o no. En todo caso, cualquier onda sonora puede ser descom puesta en com ponentes arm ónicos de d iferentes frecuencias y am plitudes. Existe un rango de frecuencias en el que los cam bios de presión de las ondas sonoras son capaces de producir la oscilación del tím pano y, por lo tanto, ser captadas por el oído humano. Se trata del llamado rango audible del sonido, y sus frecuencias van desde los 20 Hz a los 20 kHz aproxim adamente. Las altas frecuencias son percibidas por los hum a­ nos com o sonidos agudos y las bajas com o sonidos graves. La velocidad del sonido depende del material por el que se propaga. En sólidos, su velocidad es m ayor que en líquidos, y en estos m ayor que en los gases. Esto es debido a la diferente proxim idad de las partículas en unos m edios u otros. En el caso de los gases, además, la velocidad depende de otros factores que influyen tam bién en la separación entre las partículas que los for­ man y en su densidad. Estos factores son la presión y la tem p eratu ra.

RECUERDA QUE

El rango audible varía entre personas y en un mismo individuo con la edad, patologías o variaciones de la anatomía. Las personas jóvenes tienen m ayor sensibilidad a altas frecuencias que las mayores. A partir de los 50 años de edad, las frecuencias más altas de 12 kHz son difíciles de percibir. Sonidos p o r encima de 19 kHz son solo perceptibles para individuos de menos de 20 años.

El sonido transm ite energía a distancia com o cualquier otra onda, y esta energía se puede m edir a partir de un parám etro llamado intensidad acústica. La intensidad acústica está relacionada con la am plitud de la onda, que es la variación de la presión entre su valor normal y el m áxim o o mínim o producido por ella, y se define com o la potencia acústica transferida por unidad de área. Sus valores absolutos se m iden en W /m 2. Para m edir intensidades acústicas en el rango audible se utiliza una escala logarítm ica relativa cuyas unidades son los d ecib elio s (dE>). Esta escala tie n e su valor m ínim o (0 dE>) en el um bral audible por el oído humano, 10‘12W /m 2. El valor en dES de un sonido cuya intensidad en W /m 2 tiene un valor I es:

A

La velocidad

del sonido depende del material p o r el que

B(dB) = '\0¡ogw y >r\

se propaga.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

Donde l0 es la intensidad del umbral audible en W /m 2 (Figura 15).

R ECU ERD A QUE

La velocidad del sonido en aire seco a 0 °C de temperatura y 1.013 hPa (1 atmósfera) es de 331 m/s. A 15 °C su valor es de 340 m/s. En el agua, su velocidad es de unos 1.600 m /s dependiendo de presión, salinidad, temperatura y otros factores, y en sólidos como el acero de unos 5.000 m/s.

Figura 15. Intensidad del sonido en decibelios.

El sonido sufre diferentes efec­ to s al pasar de unos m e d ios a o tro s co m o la re fle x ió n (eco) y la re frac c ió n , y co m o c u a l­ q u ie r onda s u fre ta m b ié n los fenóm enos de interferencia y difracción. Un fe n ó m e n o par­ ticu la rm e n te in teresa n te y con a plicaciones m u y im p o rta n te s en d ia g n ó s tic o es el lla m a d o efecto Doppler. El e fe c to D o p ple r co n s is te en una v a ria c ió n de la fre c u e n ­ cia del so nido que p ercib e un re ce pto r cuando la fu e n te e m i­ sora se m ueve respecto a él. Si Figura 16. Efecto Doppler. Si la ambulancia está parada (A), la frecuencia del sonido delante y detrás de ella es la m ism a para un observador parado en la calle. Si se mueve a poca velocidad (B) la frecuencia delante del vehículo aumenta y la de detrás dism inu­ ye. Finalmente, al aum entar m ucho la velocidad (C) el increm ento de frecuencia en el sentido del m ovim iento es mucho m ayor y en sentido contrario mucho menor.

el em isor se acerca al receptor, la frecuencia del sonido re cib i­ do a u m e n ta . Sin e m b a rg o , al alejarse d ism in u ye (Figura 16).

Caracterización de las radiaciones y las ondas

Este efecto es m uy útil en ultrasonografía para calcular la velocidad y dirección del m ovim iento de los fluidos corporales com o la sangre en el interior de los vasos sanguíneos o el corazón.

z3.c2. U ltrasonidos Los sonidos con frecuencias superiores al rango audible que no pueden ser percibidos por el oído hum ano reciben el nom bre de ultrasonidos (US). Los utilizados en medicina pertenecen al rango entre 1 M Hz y 14 MHz y son generados m ediante el llamado efecto piezoeléctrico, que será estudiado con detalle en el capítulo 6. Las ondas ultrasónicas penetran en el cuerpo humano. La profundidad de penetración y la atenuación dependen de su frecuencia. Cuando los ultrasonidos llegan a las su pe rficie s de separación entre diferentes materiales se producen reflexiones que pueden ser captadas por la sonda del equipo. Precisam ente su principal utilidad en diagnós­ tico se debe a su alta sensibilidad a pequeñas diferencias de densidad entre materiales. A partir de estas ondas reflejadas se obtienen las imá­ genes diagnósticas (Figura 17). Los diferentes efectos que contribuyen o distorsionan la imagen ecográfica serán estudiados en profundidad en el capítulo 6 de este libro.

ECO 1

ECO 2

RECUERDA QUE

A A

Ó rg a n o con d e n s id a d 1

Ó rg a n o co n d e n s id a d 2

Figura 17. Reflejos de los ultrasonidos al atravesar órganos de densidades y com posi­ ción diferentes. La imagen de la ecografía se obtiene a partir del retraso y la intensidad de los ecos reflejados.

En el efecto Doppler la frecuencia aparente f del sonido percibido p o r el receptor cuando el emisor se mueve a una velocidad v0 respecto a él se puede calcular según la expresión

r -f( 1+v) donde v es la velocidad del sonido en el medio de propagación,

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

I—I. M A G N E T IS M O Y A P L IC A C IO N E S E N LA O B T E N C IÓ N D E IM Á G E N E S D IA G N Ó S T IC A S M . l . M a g n e tis m o El m agnetism o es un fenóm eno físico conocido desde la antigüedad.

Los ultrasonidos tienen otras aplicaciones diferentes del diagnóstico p o r la imagen. En fisioterapia, p o r ejemplo, se utilizan frecuencias de pocos MHz que son absorbidas principalmente p o r los cartílagos, ligamentos, tendones y el tejido cicatricial. También son utilizados en terapia de inhalación para producir diminutas gotas de líquido (aerosoles).

Consiste en la capacidad que tienen ciertos m ateriales para atraer a otros. En algunas sustancias com o el hierro, el níquel o el cobalto el m agnetism o es particularm ente evidente. Los o b je to s que presentan m a g ne tism o se llaman ¡manes. Existen imanes perm anentes, aquellos que no pierden el m agnetism o con el tiem po, y tem porales. El imán natural perm anente por excelencia es un material llamado m agnetita. Se trata de un óxido de hierro que ha sido utilizado desde la antigüedad para aprovechar sus propiedades magnéticas. Entre los imanes tem porales más im portantes por su gran cantidad de aplicaciones se encuentran los electroim anes, que serán descritos más adelante. El m agnetism o está m uy presente en la naturaleza: el planeta Tierra se com porta com o un gigantesco imán al igual que el Sol y otros planetas. Esta propiedad de nuestro planeta es fundam ental para la existencia de la vida, puesto que el campo magnético desvía la radiación de partículas ionizantes procedente del Sol. Ya en la antigüedad era conocido que los imanes se orientan en direc­ ción norte-sur al permitírseles girar libremente. Por este m otivo, a la par­ te de un imán que señala al norte se le llama polo norte, y a la que seña­ la al sur, polo sur. Todos los imanes tienen un polo norte y un polo sur. No existe el m onopolo m agnético. Adem ás, al acercar dos im anes los polos iguales se repelen y los polos contrarios se atraen. La representación del cam po m ag­ n é tico se realiza m e d ia n te diagra­ mas de líneas que indican su direc­ ción y su magnitud: por convenio se dirigen siem pre de norte a sur, y allí donde las líneas están más ju n ta s

Figura 18. Líneas de campo m agnético de un imán lineal. Las zonas donde las líneas están más juntas representan áreas donde la intensidad del campo es mayor.

la intensidad del cam po es m ayor (Figura 18).

Caracterización de las radiaciones y las ondas

Los campos m agnéticos pueden ser estáticos, aquellos que no varían con el tiem po, o variables. Un cam po estático para un observador pue­ de ser variable para otro que se encuentre en m ovim ien to respecto a él, por lo que la definición de cam po estático no es absoluta sino que depende del observador. RECUERDA QUE

i—| . I . I . M a te r ia le s m a g n é tic o s Los cam pos m agnéticos provocan alteraciones en los á tom os de los materiales que se encuentran d en tro de ellos, haciendo aparecer un magnetismo inducido que es diferente según com o sea la configuración electrónica de dichos átom os. En la naturaleza existen tre s tip os de com portam ientos, que son los siguientes: 1 Param agnetism o: en los materiales param agnéticos som etidos a un campo m agnético, el cam po total que se produce en su interior es superior al cam po m agnético externo. Este fen ó m e n o es debido a que sus átom os actúan individualm ente com o pequeños ¡manes que

Aunque parezcan ser dos fuerzas de diferente tipo, el magnetismo y la electricidad pertenecen a la misma interacción fundamental, la interacción electromagnética, formulada matemáticamente mediante las leyes de Maxwell.

se alinean al m agnetism o externo, potenciando su efecto. El material deja de estar im antado al cesar la estim ulación externa. 1 D iam agnetism o: en este caso, al so m e te r el m aterial a un cam po externo la im antación interna dism inuye, y el cam po global dentro del él es m enor que el aplicado. Todos los m ateriales presentan este fenóm eno, aunque al ser de poca intensidad solo es apreciable en los materiales diam agnéticos. 1 Ferrom agnetism o: se produce tan solo en los e le m e n to s Fe, Co, Ni, Gd y Dy, y en gran núm ero de aleaciones. Al ser som etidos a un cam po m agnético, en su in terior se produce una m ultiplicación de este, con factores que pueden llegar a 1.000 veces el valor del campo externo. Al cesar el cam po externo, algunos m ateriales ferrom agnéticos pueden conservar parte de su m agnetism o, siendo la base de los im anes perm anentes. El ferro m a gn e tism o no es una propiedad directam ente ligada a los átom os sino que depende de la estructura cristalina de los materiales.

N . I . cE!. C a m p o s m a g n é tic o s p ro d u c id o s

p o r c o rrie n te s Los fe n ó m e n o s del m a g n e tis m o y la e le ctricid a d fo rm a n parte de una m ism a interacción fun d am en ta l de la naturaleza, la interacción electrom agnética. Ya en 1820, O ersted descubrió que una corriente

RECUERDA QUE

La unidad de campo magnético en el sistema internacional es el tesla (T), que es una unidad grande. El cam po magnético terrestre es del orden de 10~4T. Los cam pos magnéticos utilizados en equipos de resonancia nuclear magnética son del orden de algunos T.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

eléctrica circulando por un conductor es capaz de desviar una brújula (Figura 19). El significado de su expe rim en to arrojaba una conclusión clara: las cargas eléctricas en m o vim ien to producen cam pos m agné­ ticos y, por tanto, se com portan de la m ism a manera que un imán. La dirección y el sentido que adopta el cam po puede ser deducida a partir R ECU ER D A QUE

de la o rientación de la co rriente eléctrica con la llamada regla de la m ano derecha (Figura 20).

Los imanes permanentes están formados p o r materiales ferromagnéticos. Para restituir una sustancia ferromagnética a su estado previo a ¡a imantación, basta con elevar su temperatura hasta el llamado ‘‘p unto de curie”, que es propio de cada material, o bien someterla a una serie de imanaciones de sentidos alternantes con intensidades cada vez más pequeñas.

Figura 19. Experimento de Oersted: la brújula marca la dirección norte-sur de la Tierra cuando no pasa corriente p o r el cable. A l conectar el circuito, la brújula se orienta siguiendo el campo magnético inducido p o r la electricidad.

Cam po m ag n é tico

A

Las cargas

eléctricas en

movimiento producen campos magnéticos. Figura 20. Regla de la mano derecha para la dirección del campo B debido a una corriente eléctrica.

Caracterización de las radiaciones y las ondas

La aplicación más interesante de este com portam iento se encuentra en los imanes tem porales o electroim anes. Estos dispositivos consisten en un solenoide conectado a un generador eléctrico. En su interior se produce un campo m agnético casi uniform e, que puede ser controlado m ediante la variación de la corriente eléctrica circulante. Los electroim a­ nes pueden disponer además de un núcleo de material ferrom agnético para increm entar aún más su m agnetism o (Figura 21).

Figura 21. Solenoide. A l conectar sus extrem os a un generador de corriente continua genera un campo magnético y se convierte en un electroimán.

\ El cam po m agnético B inducido por una corriente eléctrica de intensi­ dad / en el interior de un solenoide por el que circula, es proporcional al núm ero de espiras n e inversam ente proporcional a su radio r según la expresión: B .k

r

Donde la co nsta nte de proporcionalidad k depende del m aterial del núcleo del electroim án.

J

V Este tipo de imanes son utilizados en resonancia magnética para produ­ cir campos m agnéticos uniform es de intensidades m uy altas de algunos teslas, com o será descrito en el capítulo 5. Si la corriente eléctrica que circula por el circuito conductor no es conti­ nua sino que su valor varía con el tiem po, el cam po m agnético tam bién reproduce esta variación tem poral. En estas circunstancias se produce la em isión de ondas electrom agnéticas y los circuitos que funcionan de este m odo se denom inan antenas.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

■—I . I ,z3 . C o rrie n te s p ro d u c id a s

p o r c a m p o s m a g n é tic o s Los trabajos de Oersted llevaron a Michael Faraday a descubrir en 1831 que si una espira se encuentra en el interior de un cam po m agnético variable en el tiem po, en ella aparece una corriente eléctrica inducida, R ECU ER D A QUE

Un generador es un dispositivo que convierte energía mecánica en energía eléctrica. Su funcionamiento se basa en las leyes de la inducción electromagnética.

que cesa al in te rru m p irse el cam po y tam bién si deja de variar en el tiem po. Este d escubrim iento es la base de las leyes de la inducción electrom agnética: 1 En un conductor som etido a un cam po m agnético variable aparece una fuerza electrom otriz inducida que crea una corriente eléctrica. 1 La fuerza electrom otriz inducida es proporcional a la variación te m p o ­ ral del flujo m agnético que atraviesa la espira. 1 La fuerza electrom otriz inducida tiende a oponerse a la causa que la produce. El fen ó m e no de la inducción electrom agnética es de vital importancia en la generación de corrientes eléctricas. Se encuentra en la base de los generadores de las centrales productoras de energía eléctrica. En los equipos de resonancia m agnética nuclear, donde los cam pos m agnéticos son de valores m uy elevados, se producen corrientes eléc­ tricas inducidas en los pacientes y el personal sanitario. Estas corrientes pueden producir efectos adversos que es necesario prevenir o limitar. La inducción electrom agnética es im portante tam bién en otros dispo­ sitivos com o los transform adores eléctricos y las antenas receptoras.

1—l . l . 1—I. F u e rz a s o b re u n a c a rg a e lé c tric a

e n un c a m p o m a g n é tic o Los cam pos m agnéticos actúan sobre las cargas eléctricas de un m odo m uy particular. En el caso de que la carga carezca de m ovim iento y el cam po no presente variaciones tem porales, la interacción entre una y otro es nula: un cam po m agnético constante en el tie m p o no interacRECUERD A QUE

Los campos magnéticos variables generan corrientes eléctricas inducidas. Los campos estáticos no.

ciona con una carga eléctrica que no se esté moviendo. Contrariam ente, al atravesar un cam po m agnético una carga en m ovi­ m iento, aparece una fuerza que desvía la carga de su trayectoria ori­ ginal. Esta fuerza, llamada fuerza m agnética, es proporcional al valor del cam po m agnético y tam bién a la velocidad de la partícula, según la expresión: F = Q • v ■B • sena

Caracterización de las radiaciones y las ondas

Donde Q es la carga de la partícula, v su velocidad, B el cam po m agné­ tico y a el ángulo que form an la trayectoria de la partícula y el cam po (Figura 22).

A

Un cam po

magnético constante en el tiempo no interacciona con una carga eléctrica que no

Figura 22. La desviación de una carga eléctrica en m ovim iento por un campo magnético es perpendicular a la velocidad de la partícula y al campo.

se esté moviendo.

La dirección que adopta la fuerza magnética es perpendicular a su velo­ cidad y al cam po m agnético, y su sentido sigue la regla de la m ano derecha. Si la trayectoria de la partícula y el cam po m agnético son para­ lelos, tam poco aparece ninguna fuerza magnética, así que no se desvía. La aparición de una fuerza magnética sobre una carga en m ovim iento y la dirección que adopta son cruciales en aquellos equipos en los que es necesario desviar electrones de su trayectoria. En los aceleradores lineales, por ejem plo, se utiliza para desviar un haz de e le ctron e s y dirigirlo hacia el blanco donde serán frenados.

RECU ERD A QUE

raccionan con los cam pos e lé ctricos ni m agnéticos. Los fenóm enos

En los aceleradores lineales los electrones son desviados hacia el blanco p o r medio de unos potentes imanes llamados B e n d in g

atribuibles al m agnetism o en los átom os son d istintos según afecten

M a g ne ts.

■—l.l.ü b . M a g n e tis m o e n e l á to m o El átom o está form ado por partículas cargadas (protones y electrones) y neutrones. Estos últim o s, por carecer de carga eléctrica, no inte-

a electrones o a protones:

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

I Tal y com o fue descrito en el apartado 2.1, los electrones son cargas eléctricas negativas que se mueven alrededor del núcleo atóm ico describiendo órbitas. Esta circunstancia los asimila al com portam iento de una corriente eléctrica, lo que ocasiona la aparición de un cam po m agnético y por lo tanto, que cada órbita electrónica se co m p orte RECU ERD A QUE

com o un imán. En la m ayor parte de los átom os, por las diferentes orientaciones de las órbitas sus cam pos m agnéticos se compensan

El comportamiento de los electrones en presencia de un campo magnético es el fundamento de las propiedades magnéticas de los materiales: diamagnetismo, paramagnetismo y ferromagnetismo. El comportamiento de los protones es la base de la resonancia magnética.

y el cam po global del átom o es nulo. Esto ocurre en los m ateriales diam agnéticos, en los que la interacción con un cam po m agnético solo produce una leve magnetización. En otros átomos, sin embargo, se produce un predom inio de una orientación u otra de los electrones y el átom o presenta una magnetización apreciable. Son los materiales param agnéticos y ferrom agnéticos. 1 El co m p o rta m ie n to de los protones del núcleo es particula rm en te interesante, puesto que es el fun d am en to de una técnica de diag­ nóstico por la imagen: la resonancia m agnética, que se explicará en el siguiente punto.

•—I.c2. A plicaciones del m ag n etism o en la obtención d e im á g en e s A unque tie n e m uchas aplicaciones en la tecnología, el m a g ne tism o se ha utilizado en diagnóstico por la imagen desde hace relativam ente poco tiem po. Su principal utilidad consiste en la resonancia magnética (RM), cuyas primeras im ágenes se rem on­ tan al año 1973. La RM está basada en el hecho de que los protones de los núcleos atóm icos giran sobre sí m ism os generando un pequeño cam po m a g né tico que los hace c o m p o r­ tarse com o dim inutos imanes. Este m ovi­ m iento se denom ina espín. Debido a ello m uchos núcleos a tó m icos se com portan tam bién com o pequeños im anes en pre­ se n cia de c a m p o s m a g n é tic o s . E stos núcleos tienen un núm ero im par de proto­

I

ESPÍN

H ESPÍN Y PRECESIÓN

nes y neutrones, de manera que sus cam ­ pos m agnéticos no pueden com pensarse, co m o se verá en el capítulo 5. El á to m o más apropiado para este m étodo diagnósti­ co es el hidrógeno, pues solo tiene un pro­

Figura 23. El protón gira sobre sí m ism o creando un m om ento magnético o espín. A l aplicar un campo electrom agnético variable, el eje de giro cam­ bia y el m ovim iento se parece al de una peonza (precesión).

tón y esto lo convierte en el más sensible a los fenóm enos de resonancia (Figura 23).

Caracterización de las radiaciones y las ondas

Al som eter un núcleo de hidrógeno a un campo magnético estático muy intenso, del orden de unos pocos teslas, los protones de los átom os tienden a orientarse en la dirección de dicho cam po, com o lo hace una brújula en el campo magnético terrestre. Una vez orientados, la aplicación

A-—

La resonancia

i magnética no utiliza

radiaciones ionizantes.

de otro campo m agnético variable (una onda electrom agnética de baja frecuencia) provoca un m ovim iento oscilatorio en los núcleos, aum entan­

V i

^

do su energía. Al suprimir esta onda, vuelven a su estado de reposo inicial em itiendo el exceso de energía en form a de onda electrom agnética que será captada por una antena. Esta radiación es la que perm ite obtener las imágenes de resonancia magnética. La onda necesaria para producir este efecto no es de energía suficiente para producir ionizaciones, por lo que la resonancia magnética no utiliza radiaciones ionizantes. La resonancia magnética se utiliza fun d am entalm ente para el estudio de tejidos blandos y perm ite obtener tanto im ágenes anatóm icas com o imágenes funcionales. Estas últim as se obtienen con una técnica espe­ cial llamada resonancia magnética funcional (RMf). La R M f es una técnica de neuroim agen que p erm ite observar en cada m o m e n to las re g ion e s ce re b ra le s que p re se n ta n m ayor activid ad neuronal. Su fun cio n am ien to se basa en las propiedades m agnéticas de las m oléculas de hem oglobina al co m b ina rse con el oxígeno. La hem oglobina oxigenada es lig e ra m e nte diam agnética, m ientras que la no oxigenada es param agnética. Al aum entar la actividad de una región cerebral, su demanda de oxígeno aumenta y el organism o reacciona enviando una mayor cantidad de san­ gre y, por tanto, de hem oglobina oxigenada. Allí donde esta molécula aum enta su concentración, se produce un increm ento de la señal lla­ mada BOLD (Blood O xygen-Level Dependent, que en español significa dependiente del nivel de oxígeno en sangre). La distribución espacial de esta señal perm ite ver las zonas con m ayor actividad cerebral. El m agnetism o se utiliza tam bién en otras técnicas de diagnóstico com o la m ag neto encefalografía (M EG ), una técnica de neuroim agen fun ­ cional que estudia la actividad neuronal por m edio del análisis de las pequeñas señales m agnéticas producidas en las sinapsis.

ÜD. A P L IC A C IO N E S D E LA S R A D IA C IO N E S IO N IZ A N T E S E N R A D IO T E R A P IA E IM A G E N P A R A EL D IA G N Ó S T IC O Desde el descubrim iento de los rayos X por Roentgen en 1895 y de la radiactividad por Becquerel en 1896, las radiaciones ionizantes han sido utilizadas en medicina por presentar algunas características especiales

RECUERDA QUE

Las ventajas de la resonancia magnética sobre los rayos X en diagnóstico p o r la imagen son diversas: no utiliza radiaciones ionizantes, m ayor contraste de los tejidos blandos, reconstrucciones en múltiples planos y posibilidad de obtener imágenes funcionales.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

que las hacen m uy útiles en terapia y en diagnóstico: la capacidad para atravesar grandes espesores de tejido biológico y la de producir efe c­ tos biológicos com o la m uerte celular. E videntem ente gozan de otras propiedades más específicas, pero son seguram ente las dos anteriores las que resum en de un m odo más esquem ático el porqué del uso de RECU ERD A QUE

La radioterapia utiliza radiaciones ionizantes para el tratamiento de tumores cancerosos pero también de algunas enfermedades benignas.

estas radiaciones en medicina.

ü d .I.

A plicaciones d e las rad iacio n es ionizantes en rad io te ra p ia

Al poco tie m p o de ser descubiertos los rayos X ya se pusieron de mani­ fie sto los e fe cto s biológicos que producían las radiaciones en form a de eritem as y ulceraciones. De aquí surgió la ¡dea de utilizarlos en el tratam iento de lesiones cancerosas. Solo unos m eses separan el des­ cu brim ie n to de los rayos X, su em pleo en diagnóstico y los prim eros tratam ientos en radioterapia. E! objetivo de la radioterapia es proporcionar la dosis de radiación necesaria en los tejidos que se van a tra ta r sin exceder la to le ra n ­ cia de los órganos sanos circundantes. Es decir, conseguir tratar la enferm edad sin provocar efectos secundarios que com prom etan la vida o una calidad de vida deficiente del paciente. A unque en la prim era m itad del siglo xx la radioterapia fue usada en m últiples patologías, los riesgos asociados a ella fueron restringiendo su campo de aplicación al tratam iento de tum ores cancerosos y algunas enferm edades benignas. Los rayos X fueron las prim eras radiaciones ionizantes descubiertas, pero no son las únicas que se utilizan en radioterapia. Otras radiacio­ nes son los electrones de alta energía, los rayos |3 y y procedentes de fue n tes radiactivas, y los haces de hadrones. La clasificación más sim ple de los tra ta m ie n to s de radioterapia atien ­ de a la localización de las fu e n te s de radiación re sp ecto al paciente.

A

Así, d is tin g u im o s dos tip o s de radioterapia: te le te ra p ia y b ra q u i­ te ra p ia .

Hay dos tipos

de radioterapia: teleterapia y

braquiterapia.

La te le te ra p ia c o n siste en tra ta m ie n to del p a cie n te con fu e n te s de radiación externas a él, por lo que tam bién es llamada radioterapia de haces externos, en siglas inglesas EBRT (Externa! Beam RadioTherapy) (Figura 24). Es el caso de los tubos de rayos X de ortovoltaje o los de terapia superficial, los aceleradores lineales y las unidades de cobaltoterapia y cesioterapia.

Caracterización de las radiaciones y las ondas

Figura 24. Radioterapia de haces externos.

La braquiterapia, sin em bargo, utiliza fuentes encapsuladas coloca­ das sobre la su pe rficie del paciente (braquiterapia de piel), entre los tejidos (braquiterapia intersticial) o en el interior de cavidades naturales (braquiterapia endocavitaria).

Ed . I . I . R a d io te ra p ia d e h a c e s e x te rn o s (E B R T ) RECUERDA QUE

Los tra ta m ie n to s de EBRT se realizan con d ife re n te s equipos gene­ radores de radiación. En general se puede a firm a r que para un tipo determ inado de radiación la profundidad de tra ta m ie n to aum enta al aum entar la energía de la radiación. Esto significa que los fotones de rayos X de 10 M eV son más penetrantes que los de 10 keV, y que los electrones de 10 M eV lo son más que los de 1 MeV. Sin embargo, esta afirm ación no es válida al com parar d istintos tipos de radiación. Las radiaciones ionizantes utilizadas en EBRT son principalm ente fo to ­ nes de rayos X procedentes de tubos de rayos X o aceleradores lineales, fotones de rayos y p ro ced e nte s de fu e n te s radiactivas y e lectrones generados en aceleradores lineales. En la actualidad, aunque en nuestro país no existe todavía ningún centro que los utilice, tam bién existen los tratam ientos de terapia con hadrones, partículas pesadas de muy alta energía. Los rayos X son utilizados en EBRT en el rango de energías com prendi­ do entre algunos kV (kilovoltios) y algunos M V (m egavoltios). Como se

Los diferentes tipos de radiación y sus energías determinan los equipos destinados a generarlas. Así, para obtener rayos X de energías entre 50 kV y 200 kV son adecuados los tubos de rayos X clásicos. Por encima de 500 keV los rayos X deben ser generados mediante aceleradores lineales de electrones.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

ha com entado anteriorm ente, las profundidades a las que serán útiles tera p é u tica m e n te estarán directam ente relacionadas con su energía. Así, los e quipos de terapia superficial o se m ip ro fun d a son tu b o s de rayos X de hasta 500 kV, m ientras que para tra tam ien tos de tum ores profundos se utilizan los rayos X de m egavoltaje obtenidos m ediante aceleradores lineales. Una com paración de los porcentajes de radiación que llegan a distintas profundidades de d iferentes haces de fo to n e s de rayos X puede ser observada en la Figura 25.

Equipos de terapia superficial y sem iprofunda C om o su nom bre indica, son utilizados para irradiar lesiones de piel 0 cercanas a ella. Se trata de generadores de radiación que tienen su com ponente principal en un tubo de rayos X capaz de utilizar potencia­ les eléctricos hasta 500 kV. Puesto que la capacidad de los rayos X de penetrar en la materia está relacionada directam ente con su energía, los equipos de potenciales m ás altos corresponderán a aquellos que serán utilizados para te ra ­ pia más profunda que los de kilovoltajes más bajos. Así, estos equipos se clasifican generalm ente en: 1 Equipos de terapia de contacto, que trabajan con potenciales eléc­ tricos de hasta 50 kV. En general trabajan a distancias foco-superficie

Caracterización de las radiaciones y las ondas

de unos pocos centím etros y el centraje y el tratam iento se realizan m ediante conos o aplicadores. 1 Equipos de baja energía o de terap ia superficial, de potenciales entre 50 kV y 150 kV. La distancia de trabajo tam bién es de pocos cen­ tím etros y utilizan conos o aplicadores com o los equipos de contacto. Los equipos de contacto y superficial pueden realizar tra tam ien tos hasta algunos m ilím etros de profundidad en el paciente. I Equipos de energía m edia u o rto v o lta je, de hasta 500 kV. En este caso, la distancia foco-superficie es de unos 50 cm, y pueden trabajar con aplicadores o sin ellos. Por la profundidad de tra tam ien to, que puede llegar a 2 o 3 cm, estos equipos pueden recibir el nom bre de terapia sem iprofunda. I Un tipo especial de equipos de rayos X de terapia superficial son los utilizados para radioterapia intraoperatoria (IORT). Estos aparatos están en el in te rio r de quirófa n os y sirven para tra tar los tu m o re s en el m ism o acto quirúrgico en el que son extirpados, perm itiendo un tratam iento directo de cualquier residuo o restos de enferm edad m icroscópica que haya quedado en el lecho tum oral.

La energía de un e lectrón so m e tid o a un voltaje de valor V tie n e un valor en joules de: E (J) = q x V = -1 .6O20< 10"19C x V (voltios) Si se calcula en eV:

_

•

ip i/

E ( e V ) = -1 .6 0 2 X 10 '19C x V (v o ltio s )----------— --- ^ v ’ v ’ 1.602 x 1 0 “ l9J Simplificando, para un electrón, los valores se igualan, y se obtiene E (eV) = V (voltios) Por ejem plo, un electrón en un voltaje de 25 kV tiene una energía de 25 keV, en un voltaje de 1 M V su energía es de 1 MeV.

Para tratam ientos de EBRT a m ayores profundidades, los generadores de radiación deben e m itir rayos X o y de m uy alta energía, del orden de MeV. Dos tipos de equipos son capaces de llegar a estas energías: los aceleradores lineales y los equipos de cobaltoterapia.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

Aceleradores lineales Son aparatos capaces de generar haces de rayos X de energías m uy altas, del orden de MV. A estas energías es posible tratar lesiones m uy profundas. A dem ás, p e rm ite n realizar m ú ltip le s haces con ángulos de incidencia diferentes y técnicas perso­ nalizadas que tienen com o resultado una distrib u ­ ción de la radiación en el paciente m uy circunscrita a los tum ores (Figura 26). Los aceleradores lineales funcionan de un m odo parecido a los tu b o s de rayos X: aceleran elec­ tro n e s a a ltas energías para hacerlos chocar contra un blanco donde generarán la radiación electrom agnética de frenado. La principal diferen­ cia con los tubos clásicos es que los aceleradores no utilizan un kilovoltaje para llevar los electrones a energías de m e g avo ltio s sino que los aceleran Figura 26. Acelerador lineal.

m ediante m icroondas, que son un tip o de ondas electrom agnéticas de frecuencias sobre 3 GHz. Los aceleradores lineales perm iten tam bién generar radiación de elec­ trones de energías de algunos MeV. Estos electrones son utilizados en radioterapia de haces externos para irradiar lesiones a poca profundidad, entre uno y algunos pocos centím etros según la energía, sin que llegue una cantidad apreciable radiación a profundidades más altas. Algunos aceleradores lineales de pequeñas dim ensiones pueden gene­ rar electrones para ser utilizados en quirófanos en técnicas de irradia­ ción intraoperatoria (IORT).

Equipos de cobaltoterapia A unque por m otivos de protección radiológica y por las características de los haces em itidos cada vez ocupan un lugar más residual en cuan­ to al núm ero y las indicaciones de tratam ientos en radioterapia EBRT, todavía existen equipos de cobaltoterapia en nuestro país. Esos aparatos consisten en una carcasa que contiene una fuente radiac­

Los aceleradores lineales emiten rayos X y electrones de m uy alta energía.

tiva de 60Co con una actividad de varios m iles de Ci. Esta fue n te tiene form a de pastilla cilindrica (Figura 27) y e m ite radiación y de energía m edia 1,25 MeV. Para realizar el tra ta m ie n to , la pastilla se desplaza mediante un m ecanism o neum ático o eléctrico (según el modelo) hasta una abertura que apunta al paciente (Figura 28).

Caracterización de las radiaciones y las ondas

Figura 27. Pastilla de cobalto. En gris se puede observar la cápsula. El isótopo ocupa la parte inferior, en forma de virutas.

Figura 28. Esquema de cabezal de un equipo de cobalto. En rojo la posición de la fuente cuando está escondida. Un sistema neum ático la desplaza hasta el punto de salida del haz de radiación.

Los aceleradores lineales trabajan a distancias foco-isocentro de 100 cm, los equipos de cobaltoterapia a 80 cm (algunos tam bién a 100 cm). Esta separación perm ite al cabezal e m isor girar alrededor del paciente para optim izar los ángulos de incidencia de la radiación. Esta capacidad, uni­ da a la posibilidad de añadir filtro s en cuña o de dar form a a los haces de radiación mediante colimadores m ultilám inas (MLC) perm ite obtener distribuciones de dosis de radiación m uy circunscritas a los volúm enes tum orales que se van a tratar, y con poca cantidad de radiación fuera de ellos. La radioterapia adaptada trid im e n sio n a lm e n te a las form as de las regiones que se van a tratar recibe el nom bre de radioterapia tridim ensional conform ada, o 3DCRT por sus siglas en inglés. Para obtener las distribuciones de dosis es im prescindible crear imá­ genes tridim ensionales de los pacientes y su anatomía. Esto se realiza mediante la llamada sim ulación virtual, que crea un m odelo individual de cada paciente utilizando im ágenes o btenidas m e diante tom ografía computarizada (TC) (Figura 29). Una vez obtenido el m odelo de un paciente particular, con los vo lú m e n e s por tra ta r y los órganos que proteger, los haces de tra ta m ie n to con sus form as y sus ángulos de incidencia serán calculados en unos p o te n te s ordenadores llamados planificadores (Figura 30), con los que los radiofísicos hospitalarios asegurarán la m ejor distribución de dosis posible. Existe un tipo parti­ cular de haces de radiación en los que la form a de cada haz no es fija sino que varía a lo largo del tratam iento, dando lugar a distribuciones de dosis no uniform es, lo que mejora aún más el ajuste de la dosis en los

RECUERDA QUE

El 60Co es un isótopo radiactivo de tipo beta-gamma, que en su desintegración emite rayos y de 1,17 y 1,33 M eV de energía. La media de los dos valores es 1,25 MeV. Por ello en general se dice que el cobalto-60 emite rayos y de 1,25 MeV.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

volúm enes de tratam iento. Estos haces se denom inan de intensidad modulada, dando lugar a una técnica de irradiación llamada rad io tera­ pia de intensidad m odulada o IMRT.

A—

virtual crea un modelo

individual de cada paciente utilizando imágenes obtenidas mediante tomografia computarízada, .

TUM&R LSD

- —

-

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Figura 29. Imagen de simulación virtual.

2

MEDUj BÜDY

¡10-ANT

Projection: 1 i j

Coronal

rfifjjiáwgfc..

Label # l Unii ANT [Yo|M X 2

I Energy |FX(cm)lxi (cm) |X2 (cm) [ FY (cm) IY1 (cm) 1Y2 (cm) 1X fern) IY (cm) 1Z (cm) |Y Offset (cm) |Depth(cm)lSSD (crn)TGanliy (deq) 6,00 M V < 8.04>

< 4.19>

ICollimator (deg) ICouch (degliIWedge Label |Wedge Angle (deg) |Wet

2VW15

......' Figura 30. Equipo de planificación. Se pueden observar arriba a la izquierda la forma del haz, y a la derecha las curvas de dosis y las entradas de los campos en el paciente.

Caracterización de las radiaciones y las ondas

Una vez obtenida la planificación del tratamiento, el siguiente paso es su aplicación al paciente. Para ello es absolutam ente necesaria una exacta localización de los puntos en los que deben incidir los haces de radiación. Esto es posible m ediante unas marcas que se realizan sobre la piel del paciente en la sesión de simulación con TC. Sin embargo, las marcas en la piel presentan incertidumbres que la alta precisión de los tratam ientos actuales considera inaceptables. Para evitarlas, la localización de los tra­ tam ientos de radioterapia utiliza la asistencia de equipos de imagen por rayos X, o de ultrasonidos, que permiten la observación de las estructuras más profundas de los pacientes. Además, los propios haces de radiación utilizados en el tratamiento pueden ser captados mediante equipos consis­ tentes en matrices de detectores de semiconducción, los llamados equipos electrónicos de imagen portal o EPID. Los tratamientos de radioterapia que emplean estas técnicas reciben el nombre de radioterapia guiada por la imagen, o IGRT (Image Guided Radiotherapy) por sus siglas en inglés. Las últim as técnicas de tra ta m ie n to en EBRT mezclan la localización m ediante IGRT con haces no estáticos, en que la radiación es em itida mientras la fuente gira alrededor del paciente, y m ientras los colim ado­ res m ultilám inas cambian la form a. Estas técnicas reciben el nom bre genérico de técnicas de irradiación volum étrica por arcos o VMAT. Por último, la irradiación con EBRT de lesiones de pequeño tam año en localizaciones de difícil acceso para los cirujanos o en pacientes inoperables necesita técnicas de gran precisión. Este es el caso de tum ores cerebra­ les tratados con radiocirugía intracraneal, ya sea mediante aceleradores lineales clásicos utilizando m últiples haces de pequeñas dim ensiones y diversos planos de incidencia, equipos con múltiples fuentes de cobalto-60 (GammaKnife) o aceleradores lineales con brazo robótico (CyberKnife). En

https://www. youtube, com/ watch ?v=AE 1SxvnFT3s

la actualidad, estas técnicas se utilizan también para tum ores m uy localiza­ dos fuera del cráneo, constituyendo las llamadas técnicas de estereotaxia extracraneal o SBRT (Stereotactic Body Radiation Therapy). Las técnicas de esterotaxia, tanto intracraneal com o extracraneal están indicadas para lesiones pequeñas e inoperables, ya sean de tipo benig­ no (por ejem plo, adenom as hipofisarios o m alform aciones arteriovenosas) o m aligno (tum ores pequeños, m etástasis localizadas, etc.).

Las siglas aceptadas ¡n terna cio n alm en te para los d is tin to s tip os de radioterapia de haces externos son:

httpsj/w w w . youtube, com/ watch 7v=v099Tp0c8cg

SrSSS

EBRT: radioterapia de haces externos. JiVIRT: radioterapia de haces externos con intensidad modulada.

h ttp://www. radlologyin fo. org/sp/pdf/ ¡grt.pdf

FUNDAMENTOS FISICOS Y EQUIPOS

IORT: radioterapia intraoperatoria. IGRT: radioterapia guiada por la imagen. VMAT: irradiación volum étrica por ARCOS. SBRT: radioterapia estereotáxica extracraneal.

Equipos de terapia con protones e iones pesados Una de las tendencias más actuales en radioterapia, aunque limitada a nivel m undial por el alto coste de sus instalaciones, la com ponen los aceleradores de partículas cargadas pesadas, protones e iones. Estas partículas adquieren sus altas energías m ediante unos equipos llamados ciclotrones o sincrotrones, que las llevan a energías de 70 a 250 MeV. Las principales ventajas de los iones pesados y los protones son debidas a su carga eléctrica, que las hace m uy ionizantes, y a su gran masa por dos m otivos especialm ente: Por un lado, son difíciles de desviar en las interacciones con los medios m ateriales, lo que tiene com o consecuencia que en el interior del cuer­ po se m uevan en línea recta y no se dispersen afectando a órganos adyacentes. Por otro lado, presentan la propie­ dad de penetrar hasta una profun­ Rendimientos en profundidad de haces de protones

didad bien determ inada llamada pico de B ragg, que d ep e nd e de la energía con la que llegan al cuerpo (Figura 31). A partir de esta profundidad, la dosis absor­ bida se reduce prácticam ente a cero, por lo que los órganos situa­ dos a continuación del volum en a tratar no resultan irradiados. En la actualidad no e xiste nin­ gún equipo de protonterapia en nuestro país. En agosto de 2013 el número de estas instalaciones

Profundidad (mm)

se reducía a tan solo 43 en todo el mundo, aunque su uso en radio­

Figura 31. Rendimiento en profundidad de haces de protones.

terapia ya está bien establecido.

Caracterización de las radiaciones y las ondas

üb.l-cE- Braquiterapia La braquiterapia (BQT) utiliza fu entes radiactivas encapsuladas para irradiar los tejidos que están en contacto o m uy próxim os a ellas. La principal consecuencia es que las fue n tes deben ser colocadas en con­ tacto con el tu m o r que se vaya a tra tar ya sea por aplicación directa sobre él, m ediante un aplicador, o en un acto quirúrgico. Así se distin­ guen tres tipos principales de braquiterapia: 1 Braquiterapia superficial o de piel. Las fue n tes se colocan encima de la superficie corporal m ediante aplicadores estándar o bien con moldes personalizados (Figura 32). ) Braquiterapia intra o endo cavitaria. En ella las fu e n te s se in tro ­ ducen m ediante un aplicador en alguna cavidad natural del paciente.

RECUERDA QUE

Los protones y los iones pesados permiten irradiar tumores sin com prom eter la seguridad de los órganos que están a m ayor profundidad.

Ejem plos son la braquiterapia ginecológica que utiliza aplicadores vaginales (cilindros, colpostatos o anillos), la intrarrectal o la endobronquial (Figura 33). 1 Braquiterapia intersticial. Se procede a colocar tubos aplicadores en el interior de la lesión a tratar m ediante un acto quirúrgico. Es el caso de tratam ientos de mama, cavidad ORL, etc. Un caso particular de este tipo de braquiterapia consiste en la introducción de fuentes radiactivas perm anentes, llamadas tam bién sem illas. Es el caso de la braquiterapia de próstata con semillas.

Figura 32. Aplicadores de braquiterapia de piel.

http://www.radiologyinfo.org/sp/pdf/ brachy.pdf

Figura 33. Aplicadores de braquiterapia ginecológicos.

Tradicionalm ente los tratam ientos de BQT intersticial han sido realiza­ dos mediante la inserción de tubos con material radiactivo manipulados directam ente por el personal sanitario. Estos tub o s son llenados con

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

fuentes de 192lr en una sala de almacenaje, la gammateca, y colocados en el paciente por el m édico en el radioquirófano. Como es evidente, esta braquiterapia de aplicación directa presenta m uchos problem as de

braquiterapia utiliza

protección radiológica del personal.

fuentes radiactivas encapsuladas para

Para evitar dichos problemas, la industria ha creado equipos en los que

irradiar los tejidos que

las fu e n te s radiactivas no necesitan ser manipuladas por el personal.

están en contacto o m uy próximos a ellas.

En estos aparatos, el m édico coloca los aplicadores en el paciente y estos se conectan al equipo m ediante tubos de transferencia. En el m o m e n to del tratam iento, el personal sale de la sala, apropiadam ente blindada, y la fuente radiactiva se coloca en el interior de los aplicadores autom áticam ente. Estos equipos se llaman de carga diferida o after-

loading (AFLD en sus siglas inglesas) (Figura 34). Existe una característica que cabe tener en cuenta en los equipos de braquiterapia: los efectos de los tra tam ien tos ya sea en térm in o s de control de la enferm edad o de efectos adversos, son sensibles a la tasa de dosis de las fue n te s utilizadas. Por este m otivo existen tres tipos de braquiterapia clasificados según la tasa de dosis a la que trabajan:

I Equipos de Alta Tasa o HDR. Utilizan una fu e n te única de 1921r, g en eralm ente de 10 Ci de actividad y con un periodo de sem idesintegración de 74,2 días. También existen equipos que utilizan fuentes de 60Co. Los tra ta m ie n to s se realizan de manera am bu­ latoria en diversas fra ccio ne s de unos pocos m in u to s de duración.

I Equipos de Baja Tasa o LDR. G en e ra lm e n te usan fue n tes de 137Cs. Los tratam ientos se realizan con el paciente ingresado porque la duración acostum bra a superar las 24 h.

I Equipos de Tasa Pulsada o PDR. En e ste caso se trata de fu e n te s de alta tasa, g en e ra lm e nte de 192lr, que alternan m inutos de tra tam ien to con pausas para que el e fe cto b io lóg ico sea parecido al de una baja tasa. La p lanificación de los tra ta m ie n to s de braquiterapia puede realizarse m ediante radiografías ortogonales, la form a clásica, o m e diante im ágenes trid im e n s io n a le s obtenidas por TC o RM. De esta form a se obtienen dis­ tribuciones de dosis en los órganos internos del paciente y se pueden pre ven ir m ejor los e fe cto s adversos del Figura 34. Equipo de carga diferida.

tratam iento (Figura 35).

Caracterización de las radiaciones y las ondas

■jgisi

RECUERDA QUE

Plan: CUPULA VAGINAL Image: CT_1 i Registered Images ! Structures and Layers ¡3 Palienl Volume: BOi 9 Palienl Volume PTV •/ S Patient Volume: PT\ y 3 Patient Volume' buf« •/ *3 Patient Volume: reel ! Reference Points 51Reference Point- ICRUI K Reference Point' ICRU 1 ✓O Dose Matrix: Dose (f Applicator!. Channel I j Radiographs

Sn lr-r.linn S f n t.u \

Figura 35. Planificación 3D en braquiterapia ginecológica.

En el caso de los implantes permanentes, la pla nifica ció n puede realizarse de manera previa a la intervención, o bien en tie m p o real, es decir, o b te n ie n d o im á g en e s m ie n tra s se im p la n ta n las fu e n te s m ediante ultrasonografía, con cálculo de la distribución de dosis ta m ­ bién en tie m p o real, lo que p e rm ite hacer co rre ccio ne s de posición si es necesario. Los im plantes perm anentes tienen distintas aplicaciones, cada una de ellas con un isótopo radiactivo adecuado: en braquiterapia de próstata, por ejem plo, se utilizan sem illas de 125l, 103Pd, 198Au. En la braquiterapia de sem illas perm anentes, unas agujas que previa­ m ente se llenan con semillas radiactivas se insertan en el tum or. Poste­ riorm ente, la aguja aplicadora se retira dejando implantadas las semillas radiactivas. También se pueden im plantar usando un dispositivo que las inserte individualm ente a intervalos regulares. Para que la localización de las fuentes sea precisa, se utilizan rayos X, ultrasonidos, RM o TC.

Ed . I . z 3 . O tra s a p lic a c io n e s Las radiaciones ionizantes son utilizadas tam bién en otras disciplinas sanitarias para terapia. Así, en medicina nuclear se emplean fuentes no encapsuladas para tratar tum ores. Ejem plos de estas aplicaciones son el em pleo de fuentes de 131l para el tra tam ien to de tum ores de tiroides,

Los aparatos de carga diferida pueden ser utilizados en todo tipo de braquiterapia, ya que los fabricantes han reducido enormemente los tamaños de las fuentes y han diseñado todo tipo de aplicadores para las localizaciones más complicadas.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

89Sr y 153Sm para tratam iento de m etástasis óseas o el uso de 32P para algunos tum ores hem atológicos.

RECUERDA QUE

Los campos de aplicación de las radiaciones ionizantes en radioterapia son dos: radioterapia de haces externos (EBRT) y braquiterapia (BQT). En medicina nuclear también se usan fuentes radiactivas para algunos tratamientos de tumores.

ÍÍD.cEÍ. A plicaciones d e las rad iacio n es ionizantes en diagnóstico Desde su descubrim iento en 1895 los rayos X dem ostraron ya su capa­ cidad de atravesar la materia y proporcionar im ágenes de la anatomía interna de los seres humanos. Más adelante, a partir de los estudios de Hevesy en 1923, se descubrió que los isótopos radiactivos tenían la capacidad de ser absorbidos selectivam ente por los diferentes tejidos y, así, proporcionar im ágenes anatóm icas o funcionales. Fue en 1956 cuando Hanger inventaría la gammacámara y revolucionaría el m undo de las im ágenes diagnósticas en medicina nuclear. Siguiendo un cierto paralelismo con las aplicaciones en radioterapia, es posible distinguir dos tipos principales de aplicaciones de las radiaciones ionizantes en diagnóstico por la imagen: la utilización de haces externos de rayos X y el em pleo de isótopos radiactivos inoculados al paciente.

Eb.c=!.l. H a c e s e x te rn o s en diagnóstico Las radiaciones para uso en radiodiagnóstico deben ten e r una caracte­ rística esencial: ser capaces de atravesar el cuerpo humano para ser detectadas a la salida y perm itir la obtención de una imagen. Por des­ gracia, esta propiedad va ligada a la energía y tipo de la radiación. Entre las radiaciones electrom agnéticas, las únicas que son capaces son los rayos X y y, cuyo principal inconveniente es ser radiaciones ionizantes. RECUERDA QUE

Otras radiaciones ionizantes, las corpusculares, no pueden ser utilizadas

Los rayos X utilizados en diagnóstico son radiaciones ionizantes, y p o r ello son susceptibles de provocar efectos adversos en la salud de los pacientes. Siempre deben ser utilizados según criterios de justificación y optimización.

en diagnóstico por su limitada capacidad de penetración. Los rayos X tienen m últiples aplicaciones en diagnóstico, com o se verá en el capítulo 2 de este libro. E specialm ente cabe destacar el gran contraste entre el tejido pulmonar, los tejidos blandos y los huesos. Sin em bargo, su principal lim itación es precisam ente su baja sensibilidad para distinguir entre unos tejidos blandos y otros. Las Imágenes obteni­ das se com ponen de distintos niveles de grises, que se corresponden con las atenuaciones de los rayos X al atravesar el cuerpo. Las im ágenes obtenidas m ediante rayos X pueden ser de dos tipos:

1 Radiología convencional. Las im ágenes obtenidas son im ágenes planas, perdiendo la inform ación sobre la profundidad y correspon­

Caracterización de las radiaciones y las ondas

dientes a un único haz que atraviesa al paciente e incide en un detec­ tor. Este detector puede ser una placa radiográfica, un intensificador de imagen que perm ita una visualización en tie m p o real o escopia, o una matriz de d etectores para el tratam iento digital de la imagen. En el caso en que la in form a ción sobre la profundidad a e studiar sea una inform ación necesaria, en radiografía convencional se deben utilizar imágenes obtenidas desde orientaciones diferentes para com ­ pletar las tre s coordenadas del espacio, ya sea con aparatos que puedan cambiar su orientación o m oviendo al paciente. Es el caso de las mamografías, con imagen lateral y craneocaudal, o las radiografías anteriores y laterales de tórax. Si bien el m ecanism o clásico de obtención de las im ágenes radiográfi­ cas era la placa radiográfica, en la actualidad las necesidades de regis­ tro y tratam iento digital están llevando a su sustitución progresiva por sistem as de imagen digital, que serán estudiados en el capítulo 3.

RECUERDA QUE

Una imagen plana de radiografía convencional pierde la información de profundidad del cuerpo. Para obtenerla es necesario com pletar el examen con otra radiografía perpendicular.

La radiología convencional es utilizada en m últiples aplicaciones diag­ nósticas. Los equipos, tubos de rayos X y kilovoltajes em pleados son específicos para cada tipo de exploración. Así un equipo de mamografía es distinto de un ortopantom ógrafo, de un equipo portátil para uso en quirófano o de un equipo de telecom ando. La limitación de los rayos X para contrastar unos tejidos blandos de otros puede ser superada utilizando medios de contraste, ingeridos o inocu­ lados al paciente, que son sustancias de núm eros atóm icos altos que absorben los rayos X más que el tejido circundante. Esta técnica es muy útil para obtener imágenes del esófago, intestinos, o en angiorradiología. La radiología convencional es utilizada tam bién en intervencionism o, una especialidad médica dedicada al diagnóstico y tratam iento mediante la realización de procedim ientos invasivos, en los que son orientados por im ágenes diagnósticas. Para guiar instrum entos al interior del cuer­ po, con el fin de hacer diagnósticos o tratam ientos de lesiones diversas.

I Tomografía computarizada (TC): esta técn ica p e rm ite o b te n e r reconstrucciones tridim ensionales de la anatomía del paciente con lo que se puede conocer con exactitud la localización de cada punto anatóm ico en las tres coordenadas del espacio (Figura 36). La obten­ ción de las im ágenes de TC se realiza m ediante un tubo de rayos X que rota alrededor del eje craneocaudal del paciente, y una serie de

A

Los equipos,

tubos de rayos X y

kilovoltajes empleados

detectores enfrentados a él. Según la generación tecnológica a la que

son específicos

pertenezca el equipo, los detectores serán en mayor o m enor número

para cada tipo de

y girarán o no de manera opuesta al tubo de rayos X. La descripción

exploración.

con detalle de estos equipos se verá en el capítulo 4.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

A-

Los equipos

de TC helicoidales

mueven al mismo tiempo la mesa y el tubo, de manera que se obtienen las imágenes con mucha mayor rapidez.

RECUERDA QUE

La TC tiene la misma limitación que cualquier equipo de rayos X: presenta un bajo contraste entre tejidos blandos de composición similar. Esta limitación puede ser mejorada mediante la administración de sustancias de contraste.

Figura 36. Coordenadas en im ágenes de TC. A bajo a la derecha aparece la distancia longitudinal hasta el corte considerado de referencia. Las marcas en p ie l (visibles com o puntos blancos con artefacto) sirven para fijar tam bién las coordenadas anteroposterior y lateral.

Al girar el tu b o de rayos X se van o b te n ie n d o su cesivam e n te las im ágenes del paciente. Para ello es necesario que este se mueva en la dirección craneocaudal. En los equipos de TC más antiguos, este m o vim ien to se hacía paso a paso, es decir, después de que el tubo realizara una vuelta com pleta de 360° se producía el desplazam iento del paciente para realizar la siguiente imagen, y así sucesivam ente. En la actualidad, los equipos de TC helicoidales m ueven al m ism o tie m p o la mesa y el tubo, de.manera que se obtienen las im ágenes con mucha m ayor rapidez. Los dete ctores del equipo de TC proporcionan valores digitales de la transm isión de los rayos X en las distintas orientaciones del tubo. Estos valores son enviados a un ordenador que m ediante com plejos algorit­ m os de cálculo construye las im ágenes en form a de cortes coronales bidim ensionales. A cada punto del paciente el ordenador le otorga un valor de densidad en escala Hounsfield. A partir de la conversión de los núm eros H ounsfield en escala de grises se obtiene la im agen de TC. La reconstrucción tridim ensional se realiza a p o s te rio ricom binando estos cortes uno tras otro. La TC se utiliza para obte ne r im ágenes diagnósticas convencionales

http://www.radiologiafsfb.org/site/index. php?option=com_content&view=catego ry&id=56<emid=204

de cualquier parte del cuerpo. También se emplea en radiología inter­ vencionista.

Caracterización de las radiaciones y las ondas

Un aspecto a tener en cuenta al realizar un exam en con TC es el hecho de que la dosis de radiación sum inistrada al paciente es m uy superior a la radiología convencional. Esto afecta principalm ente al crite rio de justificación de su uso y obliga a establecer criterios de optim ización para evitar la repetición de pruebas innecesariam ente. httpj/w w w . depeca. uah. es/depeca/ repositorio/asignaturas/5/TAC_ppt.pdf

Ed . cH . c£ . Isó top os ra d ia ctivo s en diagn ó stico Los isó to p o s ra d ia ctivo s se utilizan en los s e rvicio s de medicina nuclear para obtener im ágenes de diagnóstico a partir de la absorción selectiva de los diferentes isótopos por los d istintos órganos o por los tejidos patológicos. Los radioisótopos son inyectados al paciente o ingeridos por él según la presentación, tipo de núclido, form a de absorción y tiem po de absorción necesario. En todo caso el paciente incorpora el isótopo, que es distri­ buido por su cuerpo por vía sanguínea, siendo absorbido principalm ente en las zonas a diagnosticar. Una vez el isótopo ha sido absorbido, se in troduce al paciente en el equipo captador de im ágenes, llamado gam m acám ara, parecido a un aparato de TC. Las dos principales diferencias son la ausencia de un tubo de rayos X y el tipo de detectores, que en este caso son más gran­ des y más lentos por la baja cantidad de radiación que hay que detectar. La pruebas radiológicas realizadas por este p ro ced im ien to se llaman

gammagrafías, y no solo se utilizan en el caso de patologías tum orales sino tam bién en un gran núm ero de exploraciones de enferm edades benignas, com o hipertiroidism os, procesos inflam atorios, etc. Después de los exám enes, los pacientes elim inan el radioisótopo por dos vías principales: la desintegración radiactiva (se eligen isótopos con tie m p os de sem idesintegración bajos para facilitarla) y la elim inación por los fluidos corporales, especialm ente la orina. RECUERDA QUE

Una exploración p a rticu la rm e n te in te re sa n te es la tomografía por

emisión de positrones (PET). En ella el ra d ioisótopo es un em isor |3+ que em ite positrones. Cada positrón em itid o se aniquila localm ente con un electrón, form ando un par de foto n e s y de 0,511 MeV, que son detectados por el equipo. Puesto que estos isótopos pueden asociarse a una molécula de glucosa, las im ágenes obtenidas proporcionan una visión de los órganos con m ayor actividad celular y consum o de gluco­ sa. Por este m otivo, la PET da im ágenes funcionales y no anatóm icas del paciente, siendo de gran utilidad en el diagnóstico para oncología (Figura 37).

Los números Hounsfield (HU) com ponen una escala cuyo valor máximo es 1.000 (hueso com pacto) y el mínimo es -1.000 (aire). El valor en HU para el agua es 0.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

Figura 37. Im ágenes de PET: arriba a la izquierda im agen transversal. A la derecha imagen anterior. Abajo fusión PET-TC en el m ism o paciente.

Existen unos equipos de PET, los llamados PET-TC, que asocian una PET a un TC, de manera que obtienen imágenes funcionales con la PET e im ágenes anatóm icas con la TC. Al utilizar las m ism as coordenadas espaciales, las im ágenes perm iten una superposición perfecta, por lo que son de gran utilidad en radioterapia EBRT para técnicas de fusión http://www.marcoshurvitz. com. ar/Archivos/Docen/ISFT % 20190/ Radiaciones%20y%20patologia.pdf

de imagen e IGRT (ver Figura 37).

Ed . a p l i c a c i ó n d e N O IO N IZ A N T E S M A T E R IA L E S E N E IM A G E N P A R A

l a s r a d ia c io n e s

Y LA S O N D A S R A D IO T E R A P IA EL D IA G N Ó S T IC O

Éb.l. A plicaciones en ra d io te ra p ia Las radiaciones no ionizantes tienen dos aplicaciones principales en radioterapia relacionadas con la obtención de imágenes: la asistencia

al contorneo de volúmenes blanco en tejidos blandos que no pueden ser bien definidos con los TC de sim ulación, y la localización en tiem ­ po real de zonas a tratar en el m om e n to del tratam iento, la llamada Radioterapia Guiada por la Imagen. Existen otras aplicaciones en d ife re n te s cam pos de la m edicina que utilizan radiaciones com o los ultrasonidos, láser, fototerapia, etc., pero no se consideran p ertenecientes al cam po de la radioterapia aunque

Caracterización de las radiaciones y las ondas

utilicen ciertas propiedades terapéuticas de las radiaciones no ionizan­ tes y las ondas materiales. Esta distinción es principalm ente debida a su uso en especialidades no oncológicas. Finalmente, una aplicación indirecta en radioterapia de las ondas electro­ magnéticas de frecuencias del orden de 3 GHz consiste en su capacidad para acelerar los electrones en un acelerador lineal. Estas m icroondas no son utilizadas para tratar a los pacientes aunque son de una im por­ tancia primordial en los equipos de radioterapia.

http://www.medicamentos-innovadores, org/sites/default/files/medinnovadores/ Espa %C3%B1 oi/Eventos/2012/ Conferencia_Anual/14-02-2012/ SP2/2.-%20FELIX%20FANJUL.pdf

Ed.I.I. A sisten cia a l c o n to rn e o d e vo lúm en es blanco Las imágenes diagnósticas obtenidas con radiaciones no ionizantes, com o es el caso de la resonancia m agnética y los ultrasonidos, propor­ cionan inform ación m orfológica de los tejidos blandos que no están al alcance de la imagen tom ográfica utilizada para la sim ulación virtual de los tratam ientos en radioterapia. El aum ento de la precisión de los tratam ientos radioterápicos obliga al m édico especialista a una m ejor definición de los volúm enes por tratar y de los órganos que hay que proteger. Sin em bargo, la planificación del tratam iento debe ser realizada sobre im ágenes de TC que con fre ­ cuencia, aunque precisas, no tienen suficiente contraste para localizar las áreas patológicas. En estos casos dispone de una batería de pruebas diagnósticas que pueden ser m uy útiles.

https://www. youtube, com/ watch ?v=DBB WVWfCFDE

Las imágenes de resonancia magnética son utilizadas para la delinea-

ción de tumores en múltiples tejidos blandos. Para increm entar la precisión en la localización, es m uy útil que las posiciones del paciente al realizarse la resonancia y al hacerse la TC de sim ulación sean iguales o lo más parecidas que sea posible. Si esta condición se cum ple, los programas inform áticos para sim ulación virtual perm iten la fusión de las dos im ágenes para facilitar el contorneo de volúm enes. En el caso de las im ágenes ecográficas la fusión no es posible por carecer de referencias inequívocas. En este caso el radioterapeuta debe comparar visualm ente las estructuras anatóm icas del TC para localizar cualitativam ente las regiones anatóm icas.

&.l.c=?. Im a g e n d e tra ta m ie n to s en tiem p o re a l Los m o vim ien tos y variaciones anatóm icas de los pacientes pueden lim itar la precisión de los tratam ientos y su reproducibilidad a lo largo

http://www.slideshare.net/kurtmilach/ ondas-electromagnticas-en-la-medicina

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

A-—

L os programas

de los días. Para evitar este problema, los radioterapeutas aum entaban los m árgenes de seguridad en la delim itación de los volúm enes blanco, pero la necesidad de poder llegar a dosis de radiación más altas y espe­

informáticos para

cialm ente de evitar los órganos de riesgo han lim itado esta solución en

simulación virtual

gran parte de las patologías por tratar.

permiten la fusión de las dos imágenes para facilitar el contorneo de volúmenes.

La solución a e ste problem a co nsiste en la obte nción de im ágenes de la anatom ía del paciente en tie m p o real. Si bien en radioterapia e xte rn a se utilizan las o b te nida s por los equ ip o s de im agen portal o los tu b o s de rayos X acoplados al propio a celerador lineal, estos aparatos tie n e n lim ita cio n e s en cu an to a la visualización de te jid o s blandos. Para e vita r esta lim ita ció n se puede u tilizar la resonancia m agnética y los ultrasonidos. Los equipos de ultrasonidos para IGRT producen im ágenes 3D con un sistem a de referencia externo com ún a la TC de sim ulación y a la unidad de tratam iento. A ctualm ente se utilizan en EBRT de próstata, ginecología y mama. En braquiterapia el uso de equipos de ultrasonidos es im prescindible

RECUERDA QUE

La simulación virtual, la planificación y el cálculo de dosis en radioterapia externa no se realizan sobre las imágenes de resonancia magnética sino sobre las de tomografia computarizada.

para la im plantación de sem illas radiactivas en tie m p o real, pues per­ m ite el cálculo de la dosis y correcciones en la posición de las fue n tes en caso de que sea necesario. Estas técnicas en que los im plantes de fue n tes o catéteres se hacen con imagen de ultrasonidos son útiles tam bién en braquiterapia gine­ cológica recibiendo el nom bre de braquiterapia guiada por imagen o IGBT. En el caso de la RM, la d ific u lta d te c n o ló g ic a de o b te n e r ca m p os m a g n é tico s in ten so s y u n ifo rm e s en presencia de los co m p o n e n te s del acelera d or lineal hacen que en la actualidad su uso en IGRT en tie m p o real sea una té cn ica en d e sa rro llo , innovadora y m u y p ro ­ m e te d o ra . Un te rce r tipo de radiación no ionizante utilizado en radioterapia para localización del tra ta m ie n to en tie m p o real son los rayos infrarro­

jos (IR). A partir de ellos no se obtiene ninguna imagen, sino que se valen de referencias externas para detectar el correcto posicionam iento del paciente y, en técnicas de control respiratorio, del m om ento del ciclo respiratorio en que se encuentra. Estas referencias son de gran valor en radioterapia de tum ores pulm onares o abdom inales, en los que el http://www.acpro.es/view/download/ umioper/materiaies/resumarea3.pdf

m ovim iento de los órganos puede producir desplazam ientos im portan­ tes de los volúm enes a tratar y de los órganos de riesgo.

Caracterización de las radiaciones y las ondas

éd . cE.

3

A plicaciones en d iagnóstico por la im ag en

Como se apuntó en los apartados 4.2 y 5.2, y se estudiará en profundi­ dad en los capítulos 5 y 6 , las principales aplicaciones de las radiaciones no ionizantes en diagnóstico por la imagen son la resonancia magné­

tica (RM) y los ultrasonidos (US). El funcionam iento de ambas técnicas es m uy diferente: m ientras la RM utiliza campos m agnéticos uniform es y estim ulación de los núcleos ató­ micos m ediante ondas electrom agnéticas, los equipos de US emplean ondas sonoras de alta frecuencia. El resultado son im ágenes de carac­ terísticas muy diferentes que con frecuencia proporcionan inform ación com plem entaria para el diagnóstico. La RM obtiene imágenes de gran resolución, sie n d o la té cn ica diagnóstica que p e rm ite un m ayor co n tra ste e ntre te jid o s blandos. Sin em bargo, p resenta algunos in co n ve n ie n te s: la duración de las exploraciones es una barrera para pacientes cla u strofó bicos, la im po­ sibilidad de exam inar pacientes con m arcapasos y o tros d isp ositivos y, adem ás, las p ró te sis m e tá lica s provocan a rte fa c to s que pueden hacer irrealizable la RM. Se d esco n oce n ta m b ié n los e fe c to s sobre la salud de los pacien tes de las c o rrie n te s e lé c tric a s in d ucid a s y de los g randes cam pos m a g n é tico s aplicados. A pesar de e sto s posibles inconvenientes, el uso de radiaciones no ionizantes convierte a la RM en una p o te n te herra­ m ienta de diagnóstico para exam inar el cerebro, la colum na vertebral, las articulaciones, el abdom en, la región pélvica, la m am a, los vasos sanguíneos (sin necesidad de contraste), el corazón y otras par­ tes del cuerpo (Figura 38). Por lo que respecta a los US, pre sen tan grandes ventajas com o la exploración en tie m p o real, la gran flexibilidad al elegir diferen tes planos que explorar, la gran resolución y la buena relación coste-beneficio que presentan. Su principal in co nve n ien te son los num erosos artefactos que se pueden presentar en las imágenes. Existen otras radiaciones no ionizantes con aplica­ ciones en diagnóstico por la imagen. En el caso de

Figura 38. Fusión de R M con TC. A la izquierda aparece la ima­ gen de RM, con mucha m ayor definición de los tejidos blandos.

A----

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

^

•

Se desconocen

las ondas ele ctrom ag n ética s, los rayos Infrarrojos son utilizados en

termografía, una técnica de im agen que perm ite ver las d ife re n te s tem peraturas de la superficie corporal (Figura 39).

los efectos sobre la

salud de los pacientes de las corrientes eléctricas inducidas y de los grandes

cam pos magnéticos aplicados.

Figura 39. Termografía.

Tampoco debe olvidarse el uso diagnóstico de una radiación e le ctro ­ magnética que es la principal generadora de imágenes para el ojo hum a­ no: la luz visible. Sin embargo, generalm ente no se la considera com o una herram ienta de diagnóstico por la imagen aunque sea realm ente la principal.

~ 7 . U N ID A D E S Y M A G N IT U D E S D E U S O E N R A D IO T E R A P IA E IM A G E N P A R A EL D IA G N Ó S T IC O Tanto en el cam po de la radioterapia com o en el diagnóstico por la ima­

Todos los cuerpos calientes emiten rayos infrarrojos. La cantidad y la frecuencia de ellos dependen de la temperatura del cuerpo emisor.

gen es necesario conocer la cantidad de radiación que llega al paciente, puesto que tanto los e fe cto s terapéuticos com o los adversos tienen relación con ella. La principal d ificultad que se presenta reside en el hecho de que no todas las magnitudes de uso en estas disciplinas son medibles directamente, algunas deberán basarse en e stim acio­ nes o cálculos para conocer su valor aproximado. Para la mayoría de las m agnitudes que se tratarán en este punto son de especial im portancia dos aspectos diferentes:

Caracterización de las radiaciones y las ondas

I El prim ero es el valor total de la magnitud, que proporcionará una medida de la cantidad total de radiación recibida por la persona, ya sea un paciente, personal expuesto o m iem bro del público.

A

La tasa de

cualquier m agnitud se

) El segundo es la tasa, que se define com o la variación tem poral del

simboliza añadiendo

valor de una magnitud, o lo que es lo m ism o: cuánto varía la magnitud

un punto sobre su

por unidad de tie m p o. Proporciona una m edida de la rapidez con la

símbolo.

que el valor total varía, y en las radiaciones ionizantes está relaciona­ da tam bién con los efectos biológicos. Por ejem plo, en el caso de la dosis absorbida D, que se verá más adelante: D =

dD dt

La tasa de cualquier m agnitud se simboliza añadiendo un punto sobre su sím bolo. Com o puede verse en el ejem plo, la tasa de dosis D se simboliza con D.

~ 7 . 1. T ran sferen cia lineal d e e n e rg ía (LET) Aunque no se trata de una unidad de radiación absorbida propiam ente dicha, la transferencia lineal de energía es una m agnitud m uy im por­ tante en lo que respecta a la descripción de la capacidad de las dis­ tintas radiaciones de ionizar los á tom os de la m ateria que atraviesan. Es más, está d ire ctam en te relacionada con los e fe cto s biológicos de las radiaciones: a mayor LET, los efectos de la radiación son más

importantes. Se define com o la energía lo ca lm e nte tra nsfe rid a por la radiación al m edio por unidad de longitud de su recorrido (M eV/cm), y corresponde con las pérdidas energéticas por procesos de ionización y excitación. Es decir, las radiaciones de alta LET tra nsfie re n su energía al m edio en el que penetran con gran rapidez, lo que significa que son muy

ionizantes. La consecuencia de perder su energía con rapidez es que son m enos p enetrantes. Este es el caso de las partículas cargadas, e spe cia lm e n te la radiación a. O tras partículas cargadas co m o las |3 tienen m enor LET y son m enos ionizantes. Este co m p o rta m ie n to es debido a que la LET d ism in u ye al reducirse la cantidad de carga de las partículas. Las radiaciones de baja LET, por el contrario, distribuyen su energía a lo largo de una m ayor profundidad, con lo cual la "c o n ce n tra ció n " de ionizaciones y excitaciones es menor. Esto ocurre en radiaciones electrom agnéticas, y especialm ente en rayos X y y de alta energía, y los hace m uy penetrantes en la materia.

RECUERDA QUE

La LET de las radiaciones electromagnéticas disminuye al aumentar la energía de los fotones, con lo que los rayos X de baja energía y alta LET presentan una mayor capacidad de ionizar la materia y m enor penetración que los de alta energía y baja LET.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

~7.c=?. Exposición X La exposición es una magnitud que solo se puede utilizar para radia­

ciones ionizantes de naturaleza electromagnética, es decir, para fo to n e s de rayos X y y. Su definición se basa en una de las prim eras propiedades descubier­ tas para dichas radiaciones: la capacidad para ionizar los gases. Su definición es la siguiente: la exposición, simbolizada por X, es el valor absoluto de la carga total de los iones de un solo signo producidos en aire cuando todos los electrones liberados por los fotones por unidad de masa de aire son com pletam ente parados tam bién en aire (Figura 40).

CH

Electrómetro

Figura 40. Exposición: en verde las cargas generadas dentro de la cavidad de detec­ ción. En rojo cargas generadas p o r ionización fuera de la cavidad que entran en ella y son detectadas. En amarillo cargas generadas en el detector que salen afuera y no son detectadas. Para m edir la exposición cabe suponer que las amarillas y las rojas tienen el m ism o núm ero (hipótesis de equilibrio).

En otras palabras, la exposición es proporcional a la cantidad de ioniza­ ciones que la radiación produce en el aire por unidad de masa: x = ° m Sus unidades en el SI son los coulom bs partido por kilogram o (C/kg), 1 R = 2 ,5 8 x 10~4 C /k g 1 C /k g = 3 .8 7 6 R

aunque la unidad histórica y de amplio uso todavía es el roentgen (R), definido inicialm ente com o la cantidad de radiación que produce una unidad electrostática de carga en 1 cm 3 de aire en condiciones normales.

Caracterización de las radiaciones y las ondas

La variación tem po ra l de la exposición recibe el nom bre de tasa de exposición: dt Y sus unidades en el SI serán C/(kg-s) o R/s. En protección radiológica es frecuente expresar su valor en unidades por hora (por ejem plo, R/h).

“7.z3 . Dosis a b s o rb id a D La exposición es una m agnitud de uso m uy lim itado porque solo es de utilidad para radiación X o 7 en aire. Para superar este inconveniente se define la dosis absorbida, que será de uso para cualquier tipo de radiación y sea cual sea el material en el que incida: La dosis absorbida D, es la energía absorbida por unidad de masa:

dm Sus unidades en el SI son los Gray (Gy). Por su definición, 1 Gy = 1-— . kg Existe una unidad antigua, llamada rad, en desuso progresivo, y cuya equivalencia con el Gy es la siguiente: 1 rad = 1 cGy = 0,01 Gy Del m ism o modo que en el caso de la exposición, tam bién se define la tasa de dosis absorbida, cuyas unidades serán los Gy/s.

La dosis absorbida es la m agnitud utilizada en radioterapia con fotones y electrones para prescribir los tra ta m ie n to s a pacientes. Se trata de una magnitud puram ente física que nos da una idea de los efectos bio­ lógicos de las radiaciones, aunque se establecen correlaciones entre ella y dichos efectos.

~ 7 3 . I . R elación e n tre exposición y dosis ab s o rb id a Aunque se tra te de dos m a g nitudes con aplicaciones y definiciones diferentes, para rayos X y y es posible relacionar la exposición X medida en un punto del espacio con la dosis absorbida en ese m ism o punto si en lugar de ser m edida en aire lo fuese en el interior de otro material. La relación de transform ación se basa en que tan to la carga ionizada como la energía absorbida son proporcionales, con lo cual: D (Gy) = f ■X (C/kg)

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El facto r de proporcionalidad f depende tanto de la energía de la radia­ ción com o del material sobre el que incide (Tabla 1).

Factor f de conversión de exposición a dosis ab sorb id a Energía de la radiación

Piel

Hueso

Músculo

0,010

0,912

3,55

0,925

0,015

0,889

3,96

0,917

0,020

0,879

4,23

0,917

0,030

0,869

4,39

0,911

0,040

0,879

4,14

0,920

0,050

0,892

3,58

0,926

0,060

0,905

2,91

0,929

0,080

0,932

1,91

0,940

0,10

0,949

1,46

0,949

0,15

0,962

1,05

0,956

0,20

0,973

0,979

0,963

0,30

0,968

0,939

0,957

0,40

0,966

0,928

0,955

0,50

0,965

0,925

0,957

0,60

0,966

0,925

0,957

0,80

0,965

0,921

0,957

1,0

0,965

0,919

0,957

1,5

0,964

0,921

0,957

2,0

0,965

0,921

0,955

3,0

0,962

0,929

0,955

(M eV )

~ 7 3.c2. Kerma K En el caso particular de las radiaciones de foto n e s y neutrones, que no están form adas por partículas cargadas, se define una m agnitud relacionada con la dosis absorbida y llamada kerma: El kerma (acrónimo en inglés de Kinetic Energy Released in a Material) se define com o la suma Etransde las energías cinéticas iniciales de todas

Caracterización de las radiaciones y las ondas

las partículas cargadas ionizantes liberadas por la radiación sin carga y por unidad de masa:

1^-

_

dE.trans dm

Al igual que en la dosis absorbida, tam bién es de uso com ún la tasa de kerm a.

“7.=3.=3. Dosis m e d ia en un ó rg an o La dosis media absorbida en un tejido u órgano DT es la energía deposi­ tada en el órgano dividida por su masa. En mamografía, es de especial importancia para la evaluación del riesgo de efectos adversos por el uso de esta técnica. Así, se define la dosis glandular media Dg (o en sus siglas inglesas, AGD) com o la dosis absorbida en prom edio en el tejido glandular excluyendo la piel, en una mama com prim ida, considerando el 50 % de tejido adiposo y el 50 % de tejido glandular. La dosis D g no puede medirse directam ente, pero su valor se estima a partir de medidas con un maniquí estándar. Esta dificultad ha tenido como consecuencia que el kerma-aire en el seno de aire (esto es, sin retrodispersión) en la superficie de entrada (ESAK) se haya convertido en la magni­ tud más frecuentemente usada para dosimetría al paciente en mamografía. Para otros propósitos en los que la retrodispersión producida por tejidos más profundos sea un fa cto r im p o rta nte que te n e r en cuenta, com o en la com paración con un nivel de referencia de dosis, se introduce una m agnitud llamada dosis en aire en la superficie de entrada o DSE, que se aplica norm alm ente a tejido blando o agua, y cuyo valor es igual al kerma en aire m ultiplicado por un facto r de retrodispersión. Este factor adopta valores entre 1,1 y 1,6 dependiendo de laenergía del haz, del material y del cam po de radiación: 1 Para radiología convencional, el facto r de retrodispersión vale entre 1,3 y 1,4. > Para mamografía, entre 1,05 y 1, 1. ) Para radiología dental, 1, 1.

-=3.!—I. P ro d u cto dosis á re a (PDA ) Esta m agnitud se define com o la dosis en aire en un plano, integrada en el área de interés. Puede determ inarse en cualquier posición entre el tubo de rayos X y el paciente, porque por su definición es indepen­

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

diente de la distancia al foco de rayos X siem pre y cuando la carcasa del tub o esté lo su ficie nte m e nte lejos del paciente y además los efectos de dispersión y absorción del aire sean despreciables, con lo cual se cum plen las condiciones de la ley del inverso cuadrado de la distancia. Las unidades del PDA son Gy-cm2.

La variación de la tasa de dosis con la distancia a la fuente de radiación sigue la Ley del Inverso del Cuadrado de la Distancia. Las tasas de dosis 1y 2de dos puntos que se encuentran a distancias d 1y d2 de una fuente de radiación puntual están relacionadas por la expresión: D - d f = D 2-d l

~7.z3.E d . U nidades d e dosis d e uso en to m o g rafia co m p u ta riza d a La TC presenta la particularidad de que los campos de radiación son estre­ chos, giratorios y con desplazamiento longitudinal. Esto provoca que sea difícil definir la dosis absorbida en un volumen de dimensiones finitas como un valor simple dado que no todo el volumen es irradiado al mism o tiempo. Para superar esta limitación se han definido principalmente tres magni­ tudes que proporcionan valores sim ples de las dosis absorbidas en TC: el índice de dosis en tomografía computarizada (CTDI), el producto

dosis-longitud (DLP) y la dosis pro­ medio en corte múltiple (MSAD). 1 índice de dosis en tomografía

computarizada (CTDI): es la inte­ gral a lo largo de una línea paralela al eje de rotación (z) del perfil de dosis (D(z)) para un corte simple, dividido por el e spesor nom inal de corte T. El perfil de dosis es la dosis en función de la posición a lo largo de una línea perpendicular al plano axial, correspondiente a una rotación completa del tubo de rayos X. Teñe form a de campana de Gauss, y el CTDI la aproxim a a un rectángulo cuya base es el espesor de corte y su altura es la Figura 41. Indice de dosis en tom ografía computarizada (CTDI).

dosis (Figura 41).

Caracterización de las radiaciones y las ondas

COTI = - ■¡D (z )d z = - reabaJ °P e rfild ed o sis T * T Las unidades del CTDI son tam bién los Gy. El CTDI se normaliza divi­ diendo su valor por el núm ero de mAs del corte. De esta manera se puede obtener su valor para cada valor de m As en diferentes explora­ ciones m ultiplicando por la carga total de la exploración.

r —

>

La cantidad de rayos X em itidos en un tubo de rayos X es proporcional al número total de electrones que hayan pasado del cátodo al ánodo. Este número se calcula m ultiplicando la intensidad de tubo por el tiem po de tratam iento según la expresión: Q = I ■t Así, la carga total que atraviesa el tubo se m ide en m iliam perios-segundo (mAs).

___________________________________________________________________________ } P roducto Dosis-Longitud (DLP): se obtiene multiplicando el CTDI por el número de cortes de la exploración y por el ancho de cada corte: DLP = CTDI ■N ■T Sus unidades son los m G y c m . ) Dosis Promedio en Corte Múltiple (MSAD): se define com o la dosis media en el corte central de una serie de N cortes (cada uno de espe­ sor T) cuando hay un increm ento constante entre cortes sucesivos.

"7.1—1. Dosis e q u ivalen te H La dosis absorbida es una m agnitud física m edible, que proporciona la energía absorbida en una cantidad de materia determ inada. Como es evidente, los efectos biológicos están relacionados con esta energía y, por tanto, dosis crecientes de un m ism o tipo de radiación proporciona­ rán efectos biológicos tam bién crecientes. Sin embargo, al com parar los efectos de diferentes tipos de radiación se observa que hay otros factores que influyen en ellos. La misma dosis absorbida no genera los m ism os efectos biológicos en radiaciones de d iferentes tipos. Esto es así por la influencia de los m ecanism os de interacción de la radiación con la materia y tam bién de los diferentes

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

A

poderes de ionización de las radiaciones. En general, las partículas ioni­

La misma

zantes causan efectos superiores a las radiaciones electrom agnéticas.

dosis absorbida no

Esta lim itación de la dosis absorbida se supera con la definición de una

genera los mismos

nueva m agnitud radiológica llamada dosis equivalente H.

efectos biológicos

La dosis equivalente incorpora los e fe cto s biológicos de la radiación

en radiaciones de

m ediante la introducción de un factor de calidad Q que depende de

diferentes tipos.

la naturaleza de la radiación: H = D ■Q Los valores de Q pueden observarse en la Tabla 2. Para rayos X, y y e le ctro n e s el fa cto r Q =1, por lo que se considera que son radiacio­ nes con efe cto s lo su ficientem ente parecidos com o para que las dosis absorbidas en la prescripción de los tratam ientos de radioterapia sean las m ism as. Sin embargo, el factor Q de los protones es m ucho más alto, por lo que las dosis prescritas deben ser más bajas en un factor de 10 si se pretende m antener el efecto. También puede observarse el alto valor de Q para las radiaciones a.

Valores del factor de calidad Q para conversión de dosis absorbida a dosis equivalente Tipo de radiación Rayos X, rayos y y electrones N eutrones de energía desconocida, protones y

Factor de calidad Q 1

1n

partículas de una sola carga Partículas a y partículas de varias cargas de energía

90

desconocida N eutrones de energías: Térm icos (0,025 a 0,1 eV)

2,3

0,005 MeV

2

0,02 MeV

5

0,1 MeV

7,4

0,5 MeV

11

1,00 MeV

10,6

5 MeV

7,8

10 MeV

6,8

Para radiación con Q = 1, la dosis equivalente a 1 Gy es de 1 Sv. Para radiación con Q = 10, la dosis equivalente a 1 Gy son 10 Sv.

Caracterización de las radiaciones y las ondas

La dosis H es una m agnitud m uy utilizada en protección radiológica. Los límites a los que un profesional o una persona del público pueden ser expuestos a radiación están regulados legalm ente y son de algunos mSv (miliSieverts). A ntig u am en te se utilizaba una unidad de H llamada rem, cuyo valor equivale a 1 cSv (0,01 Sv). También en protección radiológica se considera im portante conocer la dosis equivalente media en un el tejido u órgano, Hr A partir de esta magnitud se puede definir la llamada dosis efectiva, que es una mag­ nitud derivada de la dosis equivalente y sirve para poder com parar los efectos de una irradiación de diferentes órganos con los efectos de una irradiación corporal com pleta. La dosis efectiva se calcula otorgando a cada órgano irradiado un factor de ponderación W T que tenga en cuenta el riesgo asociado a la irradia­ ción de dicho órgano (Tabla 3): E(Sv) = 2 W t - H t

Donde HT es la dosis equivalente recibida por el órgano de facto r W T, y la suma se realiza para todos los órganos irradiados.

-

Valores de po nd e ra ció n de los d istin to s órg a n o s para el cálculo de la dosis e fe ctiva

v______________________________________________________________________ Tejido u órgano

Factor W T

Gónadas

0,20

Médula ósea (roja)

0,12

Colon

0,12

Pulmón

0,12

Estómago

0,12

Vejiga

0,05

Mama

0,05

Hígado

0,05

Esófago

0,05

Tiroides

0,05

Piel

0,01

Superficie de los huesos

0,01

Resto del organism o

0,05

tm w v m

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

RESUM EN y

Las radiaciones ionizantes tienen efectos sobre los tejidos biológi­ cos que deben ser estudiados mediante el análisis de la naturaleza atómica de la materia.

S La comprensión del fenómeno de la ionización y la excitación ha sido posible al explicar la estructura de la corteza atómica y la impor­ tancia de la energía de los electrones. También el repaso de los di­ fe re n te s tipos de radiación ha ofrecido una explicación a sus e fe c­ tos a nivel atómico. /

y

En el estudio de las radiaciones no ionizantes se han incluido el mag­ netismo y las ondas materiales, de amplio uso en diagnóstico por la imagen. Se ha hablado de los equipos generadores de radiación ionizan­ te para diagnóstico y radioterapia. La introducción de magnitudes y unidades de usos en radioterapia y radiodiagnóstico llevará a pro­ porcionar valores relativos y comprensibles para los alumnos en los temas dedicados a dosimetría y protección radiológica.

G L O S A R I O A ngiorradiología: rama de la radiología que practica técnicas diagnós­ ticas y de tratam iento de patologías vasculares. C am po m agnético: cam po de fuerza creado por el m o vim ie n to de cargas eléctricas. C am po m agnético estático: cam po m agnético que no varía con el tie m p o en la posición del observador. C olim ad o r m u ltilám in a s (MLC): disp ositivo dedicado a dar form as variables a los cam pos de radiación en radioterapia de haces externos,

Caracterización de las radiaciones y las ondas

co m p u e s to por m últiples láminas independientes de m o vim ien to hori­

zontal. Distancia foco-isocentro: en un acelerador lineal o un equipo de cobaltoterapia, es la distancia que separa la fu e n te de radiación del eje de rotación del cabezal. Flujo m agnético: es una m edida de la cantidad de líneas de cam po magnético que atraviesan una superficie determ inada. Fuente en cap sulada: isó to p o ra d ia ctivo co n fin a d o m e d ia n te una cubierta sellada herm éticam ente para evitar fugas o contam inaciones en el exterior. Fuerza electrom otriz: energía capaz de m antener una diferencia de potencial entre dos p un tos de un circu ito a bierto o de pro du cir una corriente eléctrica en un circuito cerrado. Hadrones: partículas subatóm icas form adas por quarks que perm ane­ cen unidos debido a la interacción nuclear fuerte. Los neutrones y los protones son de este tipo. Imagen portal: imagen obtenida del cam po de tratam iento mediante la detección de la radiación después de atravesar el paciente. Intensificador de im agen: dispositivo que recibe el haz de radiación después de atravesar al paciente, lo am plifica y lo co nvierte en una imagen visible de calidad habiendo sido empleada una pequeña canti­ dad de radiación. Neuroim agen: cualquier técnica que perm ita ver im ágenes en vivo del sistema nervioso central en general y del cerebro en particular. Sinapsis: contacto funcional entre dos neuronas o bien entre una neu­ rona y algún órgano e fe cto r (m úsculo o glándula). Solenoide: hilo conductor enrollado en form a helicoidal que da lugar a una sucesión de espiras, que al pasar una corriente eléctrica por él genera un cam po m agnético intenso y uniform e en su interior.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

E J E R C IC IO S I E1. Los electroimanes tienen múltiples aplicaciones en la industria. ¿Serías capaz de enumerar diferentes usos para los que se utilicen en la vida cotidiana? I E2. El efecto Doppler es fundamental en astronomía para conocer la distan­ cia a galaxias lejanas. ¿Sabríais explicar cómo se utiliza? ¿Serías capaz de enumerar otras aplicaciones del efecto Doppler? I E3. La radiación de frenado es un fenómeno muy importante en la gene­ ración de rayos X. Existen experimentos paralelos que pueden dar una idea de cómo funciona. Un buen ejemplo de ello es el frenado de una pelota de tenis al chocar contra el agua. Describe el proceso: qué ocurre con la energía cinética de la pelota y qué ocurre si cambia el ángulo de choque; establece los paralelismos con la radiación de frenado de los electrones. 1 E4. Existen isótopos radiactivos naturales y artificíales. Elabora una lista con 10 isótopos de cada uno de los dos tipos, con sus números atómi­ cos y másicos y sus periodos de semidesintegración. } E5. ¿Cuál es la velocidad del sonido en el aire? Calcula la longitud de onda de una onda sonora de 20 kHz en el aire. ) E6. Calcula la velocidad de un electrón cuya energía cinética es de 1 eV. 1 E7. Calcula la energía potencial eléctrica de un electrón que órbita a 1 0 10 m de un núcleo de hidrógeno (Z = 1). Da el resultado en J y en eV. I E8. Calcula la frecuencia de un fotón de rayos X de 100 keV.

Caracterización de las radiaciones y las ondas

E V A LÚ A T E T Ú M IS M O 1 . Las partículas que forman el núcleo atómico son: □ a) Protones y fotones. □ b) Electrones y neutrones. □ c) Electrones y fotones. □ d) Protones y neutrones.

2. El periodo de semidesintegración es el tiempo que tarda: □ a) Un núcleo inestable en rom perse en dos partes iguales. □ b) Una m uestra radiactiva en perder la m itad de su actividad. □ c) Un isótopo inestable en dejar de serlo. □ d) Un isótopo radiactivo en perder la mitad de su masa.

3. La ionización consiste en: □ a) La em isión de radiaciones ionizantes. □ b) La expulsión de un electrón fuera de un átom o al absorber energía. □ c) El salto de un electrón de una capa más baja a otra más alta de la corteza. □ d) La desintegración radiactiva de un núcleo inestable.

4. El electronvoltio es una unidad de: □ a) Energía. □ b) Voltaje. □ c) Carga eléctrica. □ d) M agnetism o.

5. Los rayos X son: □ a) Un tipo de partículas. □ b) Unos átom os radiactivos. □ c) Radiación electrom agnética. □ d) Ondas materiales.

6. La carga eléctrica del electrón: □ a) Es la de m enor valor que se encuentra en la naturaleza. □ b) Es m ucho m enor que la del protón. □ c) Es positiva. □ d) Es de valor cero (no tiene carga).

7. Un átomo con electrones excitados: □ a) Tiene carga positiva. □ b) Tiene carga negativa.

y

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□ c) Es neutro. □ d) Tiene una carga e léctrica que depende del núm ero de e le ctro n e s e xci­ tados. 8. Al interactuar con la m ateria y frenarse, los neutrones: □ a) No em iten radiación de frenado. □ b) Emiten mucha radiación de frenado. □ c) Em iten poca radiación de frenado. □ d) Em iten más o m enos radiación de frenado dependiendo de si frenan m u­ cho o poco.

9. El sonido: □ a) Se m ueve a la m ism a velocidad en todos los materiales. □ b) Se m ueve a m ayor velocidad en los sólidos que en los gases. □ c) Es una onda electrom agnética. □ d) Es perceptible por el oído hum ano sea cual sea su frecuencia.

10. Las cargas eléctricas: □ a) Producen cam pos m agnéticos si están en m ovim iento. □ b) Producen cam pos m agnéticos tanto si se mueven com o si están paradas. □ c) Son atraídas por los ¡manes si están paradas. □ d) Siem pre se m ueven en la dirección norte-sur de los cam pos m agnéticos. 1 1. La resonancia m agnética utiliza: □ a) Radiaciones ionizantes. □ b) Radiaciones corpusculares. □ c) Rayos X. □ d) Radiación electrom agnética no ionizante.

12. Las siglas EBRT significan: □ a) Radioterapia guiada por la imagen. □ b) Braquiterapia. □ c) Radioterapia de haces externos. □ d) Radioterapia de intensidad modulada.

13. En los aceleradores lineales, los electrones son acelerados m ediante: □ a) Ondas electrom agnéticas de pocos GHz. □ b) Cam pos m agnéticos estáticos m uy intensos. □ c) Kilovoltaje. □ d) La atracción electrostática del ánodo.

Caracterización de las radiaciones y las ondas

14. Para el diagnóstico por la im agen de tejidos blandos, es m ejor utilizar: □ a) Rayos X convencionales. □ b) TC. □ c) Gammagrafía. □ d) RM.

15. Los posibles efectos indeseados de la RM sobre el paciente: □ a) Son desconocidos. □ b) Son graves. □ c) Son solo im portantes en personas que padezcan alguna enferm edad. □ d) Pueden ser ignorados en cualquier caso.

16. En diagnóstico por la im ag en , la dosis de radiación recibida por el pa­ ciente: □ a) Debe ser conocida. □ b) No es relevante. □ c) Tiene poca im portancia porque los efe cto s adversos son m uy raros. □ d) Solo es im portante en TC porque es la única prueba en que la dosis es alta.

17. La te rm o g ra fía es una técnica de im agen que utiliza: □ a) Los rayos infrarrojos reflejados por el paciente. □ b) Los rayos X em itidos por el paciente. □ c) Los rayos ultravioleta em itidos por el paciente. □ d) Los infrarrojos em itidos por el paciente.

18. La exposición es una m agnitud que se puede utilizar: □ a) Para cualquier tipo de radiación. □ b) Solo para radiación electrom agnética ionizante. □ c) Para cualquier tipo de radiación ionizante. □ d) Solo para partículas ionizantes.

19. De entre estos m étodos diagnósticos, uno no utiliza radiaciones ionizan­ tes, ¿cuál?: □ a) Radiografía. □ b) TC. □ c) RM. □ d) PET.

CARACTERIZACIÓN DE LOS EQUIPOS DE RADIOLOGÍA CONVENCIONAL Rodolfo de Blas Piñol, Ignasi M o d o le ll Farre

Sumario 1. Radiación X 2. Componentes y funcionam iento del tubo de rayos X 3. Características técnicas del haz de radiación 4. Radiación dispersa. Rejillas antidifusoras 5. Dispositivos restrictores del haz de radiación 6. Mesas y dispositivos murales. Diseños, com ponentes y aplicaciones 7. Receptores de imagen 8. Consola de mandos 9. Uso eficiente de recursos

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

D e s d e el in icio de la m e d ic in a , los p rim e ro s e s tu d io s o s d el c u e rp o h u m a n o se e n c o n tra ro n co n la barrera de no d is p o n e r d e n in g ú n m e d io q u e les p e rm itie s e o b s e rv a r el in te r io r d e l c u e rp o . Se in te n tó p o r d iv e rs o s m e d io s , c o m o la tre p a n a c ió n de c rá n e o q u e in ic ia ro n los e g ip c io s y q u e c o n tin u ó p ra c tic á n d o s e d u ra n te sig lo s, con m a y o r v o lu n ta d q u e é x ito . Ha s id o en los ú ltim o s d o s s ig lo s en los q u e han a p a re c id o los re c u rs o s te c n o ló g ic o s q u e han p e rm itid o a los m é d ic o s o b te n e r in fo rm a c ió n d el in te rio r d el c u e rp o , d e s d e el s im p le e s te to s c o p io hasta los m á s p o te n te s e q u ip o s de re so na n cia m a g n é tic a nuclear. P o s ib le m e n ­ te , el h ito m á s im p o rta n te para la o b te n c ió n de in fo rm a c ió n d el c u e rp o h u m a n o hayan s id o los ra y o s X , q ue d e s c u b rió R ó n tg e n c a s u a lm e n te m ie n tra s realizaba e x p e rim e n to s con un tu b o de rayos c a tó d ic o s . A p a rtir d el hallazg o de R ó n tg e n se in ic ió el d e s a rro llo de to d a una nue va ram a en la m e d ic in a , la ra d io lo g ía d ia g n ó s tic a . D e s d e los p rim e ro s s is te m a s d e p ro d u c c ió n de ra yo s X y d e o b te n c ió n de im a g e n hasta los a c tu a le s , la e v o lu c ió n te c n o ló g ic a ha s id o rápida y ha in c id id o en to d a s las ra m a s d e la m e d ic in a , ya q u e la m e jo ra en los s is te m a s de im a g e n ha p e rm itid o , p o r e je m p lo , lo c a liz a r con m a y o r p re c is ió n le s io n e s o z o n a s p a to ló g ic a s de cara a su p o s te rio r a b o rd a je q u i­ rú rg ic o , e n tre g a n d o al c iru ja n o in fo rm a c ió n pre via s o b re lo q u e busca y d ó n d e lo va a hallar. En las p áginas s ig u ie n te s se d e s c rib e la fís ica q u e su b y a c e bajo la c re a c ió n y el uso d e los ra y o s X , los e le m e n to s q u e a c tu a lm e n te c o m p o n e n un e q u ip o de rayos X e m p le a d o para ra diología c o n v e n c io n a l, así c o m o los s is te m a s q u e lo a c o m p a ñ a n , y se m u e s tra cuál es su fu n c io n a m ie n to .

I. R A D IA C IÓ N X 1.1. In teracción d e las partículas c a rg a d a s . Tipos d e colisiones descubrimiento

Cuando las partículas interaccionan con la m ateria producen una serie

más importante

de efectos en función del tipo de partícula, de su energía y del m edio

para la obtención

con el que interacciona (com ponentes, densidad, estado físico, etc.).

de información del

Cuando se habla de la influencia del tipo de partícula se considera fu n ­ dam entalm ente su carga eléctrica y su masa. Las partículas cargadas

cuerpo humano han

producen interacciones m uy distintas respecto a las creadas por las no

sido los rayos X.

cargadas. Las prim eras se dividen en partículas consideradas "p e s a ­ das" (protones, partículas alfa, fra gm en tos de fisión, etc.), las cuales

Caracterización de los equipos de radiología convencional

pierden su energía de form a diferente que las consideradas "lig e ra s" (electrones y positrones).

A

Las colisiones

Las p artículas cargadas pierden su energía al in teraccio n ar con la

coulombianas se

materia fu n d a m e n ta lm e n te por colisiones c o u lo m b ian as, e sto es,

deben a la interacción

colisiones debidas a la interacción de las cargas de las partículas inci­

de las cargas de las

dentes con las cargas de los e le ctro n e s y p ro to n e s de los á to m o s.

partículas incidentes

F undam entalm ente, estas co lisio n e s se pro du ce n a tra vé s de tre s tipos de interacciones:

con las cargas de los electrones y protones

} C o lisió n elástica. La partícula choca con los átom os del m edio, des­ viándose de su trayectoria y cediendo una cierta cantidad de energía en form a de energía cinética. No se produce alteración atóm ica ni nuclear en el m edio (Figura 1).

Figura 1. Representación de una colisión elástica: la partícula cede energía cinética al átomo sin alteración de la estructura atómica ni nuclear.

* Colisión in elástica. La partícula in teraccio n a con los e le ctron e s atóm icos transfiriendo a estos pequeñas cantidades de energía. La energía transferida puede provocar que el electrón atóm ico escape de la atracción del núcleo produciendo la ionización del átom o, o que el electrón atóm ico pase a un estado m enos ligado produciéndose en este caso la excitación del átom o (Figura 2).

de los átomos.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

O

O

& .-O

Í K

\

Estado fu nd am e nta l

/

^

< 0 •

O

.o*

\ '• ;

o

o

'•

y

/

!

. . 3 Excitación

Ionización

i •*"v

O

1

O

:

;

: i 1

\

Á to m o ionizado

; ;

;

t

•° '

o ; /

t)

/

'• i

i

•

>

/

Á to m o excitado

Desexitación

Figura 2. Esquema de las colisiones inelásticas. A partir del estado fundam ental del átomo, la partícula incidente puede ceder energía al átomo, bien expulsando un elec­ trón (ionización) o bien llevando al electrón a una capa de energía superior (excitación) desde donde volverá a caer al estado fundam ental em itiendo un fotón (desexcitación).

Caracterización de los equipos de radiología convencional

Cuando la interacción inelástica se produce en medios moleculares pue­ de llegar a ocasionar fenóm enos de disociación o radiólisis (ruptura de enlaces). El proceso de disociación genera radicales libres que poseen

una gran reactividad química. Un ejem plo típico es la disociación del agua (Figura 3).

H:0: H •

•

Disociación molecular

. O : H +H •

•

Figura 3. Ejemplo de disociación m olecular del agua. La energía de la partícula incidente crea un par de iones al disociar la molécula de agua. Se genera un átomo de hidrógeno libre y un radical negativo OH-,

1 Colisión ra d ia tiv a . La partícula cargada se "fre n a " o se "desvía"

e

en su interacción con los átom os del medio y com o resultado em ite ondas electrom agnéticas (conoci­ das com o radiación de frenado). Este proceso, a nivel elem ental, se p ro d u c e con m a y o r p ro b a ­ bilidad en las p ro x im id a d e s del núcleo atóm ico com o consecuen­ cia de pequeñas "d e svia cio n e s" de la partícula incidente, ocasiona­ das por las cargas e lé ctricas del núcleo (Figura 4). Este es el fu n d a m e n to físico de la producción de rayos X. Se aceleran e le ctron e s que se fre na n brusca­ m ente en un m a teria l de núm ero

Figura 4. Representación de colisión radiativa: la partícula cargada cambia su tra­ yectoria en las proxim idades del núcleo atómico. El cambio de dirección produce radiación electromagnética conocida como radiación de frenado o bremsstrahlung.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

A

atóm ico alto. La intensidad (I) de la onda electrom agnética em itida (can­

A m enor

tidad de fotones) resulta ser proporcional al cuadrado de la carga de la partícula (z), al cuadrado de la carga del núcleo con el que interacciona

masa de la partícula

(Z) e inversam ente proporcional al cuadrado de la masa de la partícula

incidente, m ayor será

incidente (m).

la intensidad de la = c te

radiación de frenado.

z2-z 2 m2

Esto implica que a m enor masa de la partícula incidente, m ayor será la intensidad de la radiación de frenado. Por ello, la radiación de frenado para partículas pesadas es despreciable, siendo m ucho más intensa para partículas ligeras, com o los electrones. A sim ism o, de la fórm ula se deduce que a mayor núm ero atóm ico del material en el que interaccionan las partículas cargadas, la intensidad de la radiación de frenado será mayor.

I. c£. C a ra c te rís tic a s d e la radiación X utilizada en radiología convencional Si se desea obtener radiación de frenado significativa en el espectro de los rayos X, un haz de electrones con energía cinética adecuada debe RECUERD A QUE

Una partícula alfa es aproximadamente 8.000 veces más pesada que un electrón.

im pactar contra un m aterial de núm ero atóm ico alto, por ejem plo, el w o lfra m io (Z = 74). La energía de la radiación de frenado dependerá de lo "m u c h o ” o "p o c o " que se frenen los electrones en el m edio. Si un electrón de 100 keV sufre una colisión radiactiva, la energía de los foto n e s de radiación de frenado será de unos pocos eV si el electrón se frena poco, pudiendo to m a r valores de form a continua hasta un m áxim o de 100 keV en caso de que el electrón se frene del todo. La energía de los electrones se consigue som etiéndolos a una tensión de polarización de 100 kV. El rendim iento de la interacción de los electrones con el material del blanco es extrem adam ente bajo con respecto a la creación de rayos X.

A

Solo el 1 % de la energía de los electrones se transform a en radiación de frenado. El resto da lugar a ionizaciones y excitaciones.

Solo el

1 % de la energía

i. c a . i .

Definición y p a rte s d e un e s p e c tro d e rayo s X

de los electrones se transforma en

El espectro de rayos X se define com o el núm ero relativo de foto n e s

radiación de frenado.

de rayos X em itidos en función de la energía de dichos fotones. Consta de una parte discreta y una continua (Figura 5).

Caracterización de los equipos de radiología convencional

A

—

El espectro

de rayos X se define transición

/

com o el número

L: K

relativo de fotones de

transición M - K

+ ríin ('ir> ir

Parte discreta

\

rayos X emitidos en función de la energía de dichos fotones.

los fotones

Figura 5. Espectro de un haz de rayos X. Se distinguen la parte continua correspon­ diente a la radiación de frenado y los picos de energía superpuestos a la parte corres­ pondiente de rayos X característicos del material blanco.

Parte discreta del espectro de rayos X La parte discreta del espectro se denomina rayos X característicos. Se producen cuando un electrón ioniza a un átomo, es decir, el electrón arranca un electrón (A en la Figura 6) de las capas atómicas más internas, produciéndose una transición de otro electrón (B en la Figura 6 ) más externo hasta el hueco de la capa interna. Esta transición va acompañada por la emisión de un fotón de rayos X. La energía de los rayos X característicos es distin­ ta para cada elem ento, ya que la energía de ligadura de los elec­ trones en cada capa es distinta y dependiente del tipo de átomo.

Parte continua del espectro de rayos X La parte continua del e spectro es la radiación de frenado ta m ­ bién d e n o m in a d a b re m s s tr a h lu n g . La enerqía de los fotones vg

,

.

a esde cero hasta la m áxim a

Fi9 ura 6- Proceso de emisión de rayos Xcaracterísticos. El electrón incidente expulsa un electrón de las capas internas del átomo, creando un hueco que es ocupado po r un electrón de una capa más externa, provocando la emisión de un fotón.

90

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

energía de los electrones incidentes (expresada en keV, es num érica­ m ente igual al valor del potencial de aceleración, kV). Por ejem plo, en un tubo de rayos X que opere a 150 kV, los electrones pro ced e nte s del cátodo im pactarán en el ánodo con una energía de 150 keV. Ese ánodo em itirá fotones de frenado con energías que van REC UER DA QUE

La mayoría de los rayos X tienen aproximadamente una energía de valor 1/3 de la energía máxima.

de 0 a 150 keV. En la Figura 7 se m uestra la radiación de frenado para un potencial de 150 kV.

Energía de los fotones (keV)

Figura 7. Parte continua del espectro para un potencial de 150 kV. La energía máxima de los fotones en keV se corresponde, num éricam ente, con el valor del pote ncial acelerador en kV.

Factores que m odifican el espectro de rayos X La form a del espectro depende de los siguientes factores: > La corriente del tubo (mA). ) El tie m p o de exposición (s). ) El potencial del tubo (kV). } La filtración del haz (mm alum inio equivalente [m m Al eq.]). 1 Material del blanco (Z). 1 Forma de rectificación de onda de la tensión.

Caracterización de los equipos de radiología convencional

La c o rrie n te d el tu b o (m A ) controla el flujo de electrones que va del cátodo al ánodo. A m ayor m A m ayor núm ero de fo to n e s de to d o el rango de energías presentes en el espectro. Un cam bio en la corriente

A

Un cam bio en

del tubo produce un cam bio proporcional en la am plitud del espectro

la corriente del tubo

de emisión (Figura 8 ).

produce un cambio proporcional en la am plitud del espectro de emisión. 100 m A

'■P 0 i— ■O cu 13 'cn c 40 -> _co

c

40

20

60

Energía (keV)

Figura 8. Variación del espectro en función de la corriente de tubo. Un aum ento de la corriente de tubo provoca un aum ento proporcional en la intensidad del espectro.

El tie m p o de exposición (s) tie n e el m is m o e fe c to que el mA. El número de foto n es de cualquier energía en el haz es directam ente pro­ porcional al tie m p o de exposición. La corriente del tubo y el tie m p o de exposición se funden en un parám etro: La corriente instantánea (mAs). El potencial del tubo (kV) afecta a: * La intensidad del espectro de em isión: al aum entar la tensión, el área bajo la curva aum enta con el cuadrado del facto r por el que se elevó el kV (Figura 9). * La posición del espectro de em isión de rayos X: un aum ento de la

A

El número de

fotones de cualquier

energía en el haz es directamente

tensión desplaza el espectro hacia energías más altas. Una variación

proporcional al tiempo

de la tensión no desplaza la posición del espectro de emisión discreto

de exposición.

(radiación característica).

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

Figura 9. Variación del espectro en función del potencial del tubo. La energía máxima, así com o la intensidad del espectro, aumenta a medida que aumenta el potencial del tubo. Los rayos X característicos aumentan de intensidad pero no se desplazan debido a que son propios del material del tubo.

El efecto de la filtración del haz (m m Al eq.) es la atenuación de los foto n es de cualquier energía y el desplazam iento del espectro de e m i­ sión hacia la banda de alta energía (Figura 10). M ayor energía prom edio (mayor penetración) pero de m enor intensidad. D istinguim os tres tipos de filtración: inherente, añadida y to tal.

Figura 10. Variación del espectro en función de la filtración añadida. Un aum ento de filtración desplaza la energía media del espectro hacia energías más altas pero dism i­ nuye la intensidad total del espectro.

Caracterización de los equipos de radiología convencional

El m aterial del blanco (Z) influye más en la parte discreta que en la continua. Al aum entar el Z del blanco, el espectro discreto se desplaza hacia la derecha, ya que la radiación característica es de energía más alta.. En la Figura 11 se m uestran los d ife re n te s espe ctro s de em isión de rayos X en función del material del blanco. Cada material presenta sus propios rayos X característicos.

Figura 11. Variación del espectro en función del m aterial del blanco. A medida que el número atómico del m aterial blanco aumenta también aumenta la intensidad del espec­ tro. Obsérvense los picos de energía superpuestos a la parte continua de cada espectro Y que se corresponden con los rayos X característicos del m aterial blanco.

La form a de rectificación de onda de la tensión repercute de forma distinta según la com ponente del espectro que se considere (Figura 12). La rectificación de alta frecuencia desvía la parte continua del espectro hacia la zona de altas energías y el área bajo la curva del espectro es mayor. Con re specto a la parte discreta (rayos X característicos), no hay desplazam iento de energías, pero aum enta ligeram ente la canti­ dad, debido al mayor núm ero de electrones incidentes disponibles para interaccionar con los electrones de la capa K del blanco.

RECUERDA QUE

La energía de ligadura aumenta con Z.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

La cantidad o intensidad (i) de los rayos X es el número de fotones en el haz útil.

Energía (keV)

Figura 12. Variación del espectro en función del método de rectificación. A medida que aum enta la eficiencia en el uso de la corriente de rectificación aumenta la intensidad del espectro de rayos X, tanto en la parte continua como en la parte discreta.

C antidad de rayos X La cantidad o intensidad (I) de los rayos X es el núm ero de foto n es en el haz útil. Es proporcional al área bajo la curva del espectro. Se ve afectada por: I M iliam perios segundo (mAs): si se dobla la corriente, se duplica el núm ero de electrones que alcanzan el blanco y, por tanto, se em iten dos veces más rayos X. L

m A s„

RECUERDA QUE

A medida que aumenta la tensión, no solo aumenta la intensidad del haz, sino que también lo hace la penetración del mismo.

m A s,

I Kilovoltios (kVp): L .

kVp

\2

,k v P2y

Si se dobla la tensión, la cantidad de rayos X que llega al paciente se m ultiplica por cuatro, pero la cantidad de fotones que llega al receptor de imagen (una vez atravesado el paciente) aum enta en un facto r bas­ tante m ayor que cuatro, pero indeterm inado.

Caracterización de los equipos de radiología convencional

| Distancia: rige la ley del inverso del cuadrado de la distancia.

!i

l

i2 -d ?

A

Se define

calidad de rayos X

1 Filtración: reduce la intensidad global de todo el espectro, pero espe­

cialmente la parte de bajas energías.

com o la capacidad de penetración de un haz de rayos X.

Calidad de rayos X Se define calidad de rayos X com o la capacidad de penetración de un haz de rayos X. De este modo, los haces se califican com o: ) Duros: de alta penetración o alta calidad. ) Blandos: de baja penetración o baja calidad. Se parametriza m ediante el valor de la capa h em irreductora (CHR), también conocida por las siglas HVL de la expresión inglesa H a lf Valué Layer, definida com o el grosor del material absorbente para reducir la exposición producida por el haz a la m itad de su valor original. Se mide en m m de a lu m in io e q u iva len te (Al eq). El valor habitual para los rayos X utilizados en radiodiagnóstico es de 3-5 m m Al eq. Hay dos factores que afectan a la calidad. El prim ero es el potencial del tubo (kV), ya que un aum ento de tensión provoca un aum ento de la penetración (el espectro se desplaza hacia la banda de alta energía), lo que ocasiona un a um en to de la CHR. En la Tabla 1 se m uestra la relación entre kV y CHR.

Relación en tre kV y CHR Tensión (kVp)

CHR (m m Al eq)

75

2,8

100

3,7

125

4,6

150

5,4

El segundo fa c to r es la filtració n , la cual aum enta la calidad del haz (Figuras 10 y 13) (elimina los rayos X de baja energía), pero dism inuye ia cantidad (m enor intensidad).

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

Energía (keV)

Figura 13. Variación del espectro y de la calidad en función de la filtración.

Influye sobre la densidad óptica (definida com o el grado de ennegrecim iento de la película convencional) y el brillo (en m onitores de TV), m ediante la cantidad (mAs) y por la calidad de la radiación. Un aum ento de mAs ocasiona un aum ento del núm ero de rayos X que alcanzan el sistem a de imagen, lo que implica un aum ento de la densidad óptica (mayor ennegrecim iento) o del brillo (Figura 14).

El contraste es el resultado de las diferencias de atenuación del haz de rayos X cuando atraviesa los tejidos corporales. Figura 14. Variación de la densidad óptica en función de la intensidad del haz.

Caracterización de los equipos de radiología convencional

Influye sobre el contraste definido com o la diferencia de densidad ópti­ ca entre estructuras anatóm icas adyacentes. Si las estructuras densas aoarecen m uy blancas y las e structu ra s m enos densas m u y negras, estamos ante una imagen m uy contrastada. Si esa diferencia de tonos se reduce a un conjunto de grises claros y grises oscuros, la imagen es una imagen poco contrastada. Es im portante el papel de la capacidad de penetración del haz (la calidad), ya que la penetración relativa en los distintos tejidos determ ina el contraste de la imagen. La tensión de pico es el principal facto r que controla el contraste radiográfico (Figura 15).

Figura 15. A um ento de la tensión de pico - * Pérdida de contraste.

Influencia del espectro sobre la dosis al paciente La dosis al paciente se ve afectada por tres parám etros: ) Un aum ento de kVp reduce la dosis al paciente, ya que perm ite dis­ minuir los mAs, para m antener un nivel de densidad óptica aceptable. * La filtración debe ser la suficiente para evitar que el paciente se irradie con fotones de bajas energías que no intervienen en la form ación de imagen al ser absorbidos en el paciente. ) Cuanto mayores sean los mAs mayor es la dosis que recibe el paciente.

A-

La tensión de

Í.r3. In tera c cio n e s d e los rayos con la m a te ria

X

La interacción de fotones con la materia tiene interés desde dos puntos de vista:

i pico es el principal

factor que controla el contraste radiográfico.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

I Uno m acroscópico, referido a la form a de atenuar un haz con objeto de reducir el número de fotones o cantidad de energía que llega a una persona, dispositivo o instalación (blindajes o filtros). I Otro microscópico, con objeto de conocer los procesos elem entales RECUERDA QUE

Los fotones tienen un alto poder de penetración al no tener carga ni masa.

de interacción de los foto n es con los átom os del material irradiado, así com o sus distintas probabilidades de ocurrencia en función del núm ero atóm ico y de la energía (de interés en técnicas de obtención de im ágenes, radiobiología, etc.).

I.= 3 .l. A te n u a c ió n d e fo to n e s Cuando un haz de rayos X o gam m a penetra en un m edio material, se observa una desaparición progresiva de los fotones que lo constitu­ yen. Esta disminución, denominada atenuación, se debe a la interacción de un cierto núm ero de ellos con los átom os que com ponen el medio. En la interacción de un fotón con un átomo, parte de la energía del fotón se transfiere a un electrón que sale proyectado con una cierta energía cinética. El electrón consum e esta energía produciendo ionizaciones de los átom os del medio. Así, parte de la energía del fo tó n incidente es absorbida por el medio. Esta form a de transferencia de energía es la responsable de los efectos biológicos que se producen en la irradia­ ción con rayos X o gamma. Otra parte de la energía de los foto n es que interaccionan reaparece en form a de fotones cuya energía es igual o in fe rio r y cuya dirección es distinta: son los fo to n e s dispersados. La atenuación se debe tanto a los procesos de absorción com o a los de dispersión (Figura 16).

Figura 16. Esquema del proceso de atenuación de un haz de fotones. La cantidad de fotones que aparecen después de atravesar el m edio m aterial depende tanto de los fenóm enos de dispersión com o de los de absorción.

Caracterización de los equipos de radiología convencional

I ^ 3 . cE. L e y d e a te n u a c ió n S¡ un haz m o n o e n e rg é tic o de fo to n e s in cid e p e rp e n d ic u la rm e n te sobre un m aterial de espesor x se producirá una atenuación del haz que depende del tip o de m aterial, de su e spesor y de la energía de los fotones incidentes. Si se tom a un espesor elem ental dx situado a profundidad x adonde llega un núm ero N de fo to n e s/cm 2, el núm ero dN de fotones que desaparecen del haz en el e lem ento dx es dN = - p N dx, donde p es una constante de proporcionalidad que depende de la energía de los foto n es y del tipo de material absorbente (de su núm ero atómico y densidad). Se denom ina coeficiente de atenuación lineal y tiene dim ensiones de L 1(inverso de longitud). Reescribiendo la expresión en función de p se tiene p = - dn / Ndx, y se ve que p representa la fracción de fotones que interaccionan por uni­ dad de espesor del material absorbente y, por tanto, la probabilidad de interacción por unidad de recorrido. De la expresión anterior se deduce que la dism inución relativa en el núm ero de foto n e s en cada espesor dx es siem pre la m ism a. Al integrar la expresión considerando p constante se llega a N = No e_MX. Un haz de fotones m onoenergéticos se atenúa de form a exponencial ai atravesar un absorbente. Esta expresión solo es to ta lm e n te válida cuando se trata de: 1 Fotones m onoenergéticos (al integrar se ha asum ido que p es cons­ tante pero p es función de la energía de los fotones, por lo que en caso de haces con variedad de energías la integración no es directa, ya que incluye la dependencia energética). 1 Haz m u y colim ado, superficie transversal del haz m uy pequeña. ) Espesor de absorbente m uy delgado. El co eficiente de atenuación lineal p se suele expresar en c n r 1 y el e s p e so r x en cm. Es útil utilizar un tipo de "e sp e so r" que evite la depen­ dencia co n la densidad del m edio (p), el denom inado espesor másico (masa p o r unidad de superficie), x m, expresado en g /cm 2. El espesor m ásico ( x j es igual al espesor lineal (x) m ultiplicado por la densidad del

A---- 1 La disminución

relativa en el número

m e d io (p) expresada en g/cm 3. Por analogía con el coeficiente de ate­ nuación lineal ahora se define el coeficiente de atenuación másico pm =

de fotones en cada

M/p m edido en cm 2/g y que, dado un fotón de una energía determinada,

espesor dx es

será el m ism o para cada m edio in d ep e nd ie nte m e n te de la densidad.

siempre la misma.

S u s titu y e n d o x por x m y p por pm se tiene N = No e 'limxm

V

/

FUND AM ENTO S FÍSIC O S Y EQ UIPO S

A

Para haces m onoenergéticos, se denomina sem iespesor o espesor de

Se denomina

semiespesor

semirreducción (d1/2) al espesor de material necesario para reducir la inten­ sidad del haz a la mitad de su valor inicial. Se calcula mediante la expresión

o espesor de

d1/2= ln(2)/p = 0,693 \i. De igual forma, el espesor decim orreductor (d 1/10' es aquel que reduce la Intensidad del haz a su décima parte y su valor

semirreducción (d1/2)

es d1/10= ln(10)/p.

al espesor de material necesario para reducir

I.z 3 .= 3 . P ro c e s o s d e in te ra c c ió n

la intensidad del haz a la m itad de su valor

Los foto n e s interaccionan con la materia fun d am en ta lm e nte por tres

inicial.

tip o s de procesos: la interacción fo to elé ctric a (IF), la interacción C om pton (IC) y la creación de pares (CP).

Interacción fotoeléctrica (Figura 17) El fotón interacciona con el átom o invirtiendo toda su energía en arran­ car un electrón que suele ser de los más ligados, y com unicarle energía cinética. hv = energía ligadura + energía cinética del electrón

RECUERDA QUE

Para haces de espectro continuo, como es el caso de los rayos X se define, com o ya se ha visto anteriormente, la capa hemirreductora (CHR) como el espesor de material que hay que interponer para reducir la exposición del haz a la mitad.

Figura 17. Esquema del efecto fotoeléctrico. Un fotón cede totalm ente su energía (hv) a un electrón atómico, de forma que este adquiere suficiente energía (hv-EJ com o para escapar del núcleo atómico. El fotón desaparece.

El coeficiente de atenuación lineal fotoeléctrico p(IF) o la p robabi­ lidad de que se produzca un efecto fotoeléctrico: I D ism inuye rápidam ente cuando aum enta la energía de los fo to n e s (aproxim adam ente com o 1/E3).

Caracterización de los equipos de radiología convencional

) A um enta de form a im portante cuando aum enta el núm ero atóm ico

del blanco (proporcionalm ente a Zn) (n > 3). Para radiodiagnóstico, el efecto foto e léctrico aum enta proporcionalm ente con Z3.

A

La interacción

fotoeléctrica es la ) Es proporcional a la densidad del medio.

interacción dominante a bajas energías, p o r

La interacción foto e léctrica es la interacción dom inante a bajas ener­ gías, por debajo de 100 keV, con tejidos biológicos, caso en que prác­ ticam ente toda su energía se deposita en el medio.

Interacción C o m p to n (Figura 18)

Se produce m ayoritariam ente entre el fotó n y los electrones atóm icos poco ligados (los de las capas más externas), generando un fotón dis­ persado, de m enor energía que el incidente y un electrón con energía cinética p rá cticam en te igual a la diferencia de energía e ntre am bos fotones. La cantidad de energía que se transfiere al electrón atóm ico varía con la energía del fo tó n incidente, siendo más im p o rta n te a m edida que aumenta la energía de este. A bajas energías, el electrón se expulsa con m uy poca energía, llevando el fotón dispersado casi toda la energía del incidente.

Figura 18. Esquema del efecto Compton. El fotón cede parte de su energía a un elec­ trón, generalmente poco ligado, de las capas externas del átomo, suficiente como para Que el electrón escape del átom o y el fotón aparezca com o un nuevo fotón de energía inferior al fotón incidente.

debajo de 100 keV.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

El coeficiente de atenuación lineal Com pton p(IC) o la probabilidad de que se produzca una interacción Com pton: ) D ism inuye al aum entar la energía de los fotones (aproxim adam ente com o 1/E). 1 Varía poco con el núm ero atóm ico del material (Z). ) Es proporcional a la densidad atómica del medio, (p). La interacción Com pton es la interacción dom inante a energías inter­ medias, entre 100 y 1.000 keV en tejidos biológicos.

Interacción de creación de pares electrón-positrón (Figura 19) Consiste en la conversión del fo tó n en un electrón y un positrón. Sucede para energías superiores a 1,02 MeV, ya que la energía m íni­ ma del fo tó n debe ser la sum a de las energías en reposo de ambas partículas, 0,511 MeV.

—O

RECUERDA QUE

En el intervalo de energía de los fotones utilizados en radiodiagnóstico, de 20 a 120 keV, solo se producen las interacciones fotoeléctricas y Compton.

/w v w \i° O

«o

0,511 M e V

V

Fotón y

-f

(Energía > 1,022 M eV )

A

£

£

0,511 M e V

Figura 19. Esquema de la creación de pares. En la proximidad del núcleo ató­ mico un fotón de energía superior a 1,022 M e V se convierte en un par electrónpositrón que aparece en direcciones opuestas desde el punto de creación.

I .= 3 .1—I . F o rm a c ió n d e la im a g e n ra d io ló g ic a La imagen radiológica se form a con el haz de fotones transm itido por el paciente que alcanza el sistem a de registro de la imagen. Esos fotones pueden ser, bien los fotones prim arios que han pasado a través del paciente sin interaccionar, bien los fo to n es dispersados originados en los procesos de interacción C om pton en el paciente. Los foto n e s

Caracterización de los equipos de radiología convencional

p r i m a r i o s son los que transportan la inform ación más útil, ya que su in te n s id a d , en cada parte del haz transm itido, depende de las diferen­ cias d e absorción de los foto n e s incidentes producidas en los tejidos a t r a v e s a d o s . A s í, la imagen radiológica puede considerarse una "s o m ­ b r a " d e l objeto producida por los rayos X.

A

La imagen

radiológica se forma con el haz de fotones transmitido p o r el

El e fe cto fo to e lé c tric o produce im ágenes de e x ce le n te calidad por dos razones: en p rim e r lugar, porque no origina radiación dispersa y, en segundo lugar, porque a u m en ta el contraste natural e n tre los distintos tejidos. Puesto que las diferencias de absorción dependen

paciente que alcanza el sistema de registro de la imagen.

de la tercera potencia del núm ero atóm ico, pequeñas diferencias en la com posición química de dos tejid os (diferencias en el Zef) originan im p o rta nte s d ife re n cia s de absorción. Ya que la pro ba b ilid a d de la absorción del fo tó n dism inuye cuando aum enta la energía de los fo to ­ nes. En consecuencia, el contraste d ism inuye al a um entar la tensión aplicada al tubo (la ten sió n regula la energía m áxim a de los fotones). Para obtener su fic ie n te contraste, por ejem plo, en m am ografía, para discrim inar entre grasa, m úsculo o parénquim a glandular es necesario usar te n sio n e s bajas, de 25 a 30 kV. D esde el p u n to de vista de la dosis im partida al paciente, el efecto fo to e lé c tric o no es deseable puesto que toda la energía del fo tó n incidente es absorbida (se cede al paciente). Los fotones dispersados son originados m ayoritariam ente en la interac­ ción Compton y su intensidad aumenta al hacerlo la energía media del haz y el volumen atravesado. La dispersión C om pton proporciona menos contraste entre tejidos con distin to núm ero a tóm ico prom edio que el efecto fotoeléctrico, excepto a altas energías para las que el fotoeléctrico es más improbable. Además, los fotones dispersados en este proceso pueden ser em itidos en cualquier dirección, dando lugar a un velo uni­ form e sobre la im agen que deteriora su contraste. Para evitar este deterioro, se recurre a la utilización de rejillas antidifusoras que pueden eliminar hasta un 90 % de la radiación dispersa. La energía depositada en el paciente es una pequeña fracción de la energía del fotón incidente y, por tanto, al aum entar el número de interacciones Compton disminuye la dosis impartida.

A

Los fotones

dispersados son originados

mayoritariamente en la En resum en, las interacciones por efecto fo to elé ctric o son desea­ bles desde el p un to de vista de la calidad de la im agen porque pro­ porcionan un alto contraste sin producción de radiación dispersa, pero d esa fortun a da m e nte la dosis im partida al pacien te es m ás alta que

interacción Com pton y su intensidad aumenta al hacerlo

cuando se produce la interacción C om pton. En consecuencia, la elec­

la energía media del

ción del kV adecuado para la obtención de una im agen radiológica ha

haz y el volumen

de ser un co m p ro m iso e n tre los re q u e rim ie n to s de baja dosis y

atravesado.

alto contraste.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

En la Figura 20 se observa la variación con la energía de los coeficien­ tes de atenuación másico para hueso y tejido blando (además de para yodo y plomo). La diferencia para am bos coeficientes es m uy grande a bajas energías y dism inuye a medida que aum enta esta, reduciendo, en consecuencia, el contraste entre ambos tejidos. RECUERDA QUE

Independientemente de la formación de la imagen hay que tener presente que los fotones dispersados dan lugar a radiación dispersa en la sala, que es necesario evaluar de cara a la protección radiológica del profesional que opera los equipos. Energía de los rayos X

Figura 20. Coeficientes de atenuación másico según material y energía. Se compara el material biológico con el m aterial de contraste radiológico com o el yodo, y con material de protección como el plomo.

I.=3.E d. N ú m e ro a tó m ic o e fe c tiv o En la práctica, los materiales con los que interaccionan los fotones están form a do s por varios e le m en to s quím icos. Para obviar esta dificultad se utiliza un n ú m e ro a tó m ic o e fe c tiv o (Zef) que perm ite tratar global­ m ente el material a efectos com parativos con otros m ateriales puros. El núm ero atóm ico e fe ctivo de un material co m puesto es el núm ero atóm ico que tendría un material puro que se com portase, en cuanto a la interacción de fotones, de la mism a form a que lo hace el com puesto. En la Tabla 2 se especifican los núm eros atóm icos efectivos ju n to con otras propiedades físicas para materiales de interés en radiodiagnóstico.

N úm ero a tó m ico efe ctivo (Zef) para diversos m ateriales M aterial

Electrones/gram o

Densidad (kg/m 3)

Z efectivo (Ze()

Carbón

2.250

6

5,97

Oxígeno

1.429

8

3,01

x 1 0 23

(Continúa en la página siguiente)

Caracterización de los equipos de radiología convencional

N ú m ero a tó m ico e fe ctivo (Zef) para diversos m ateriales Electrones/gramo

Densidad (kg/m 3)

Z efectivo (Zef)

Alum inio

2.699

13

2,90

Cobre

8.960

29

2,75

Plomo

11.360

82

2,38

Aire

1.293

7,78

3,01

Agua

1.000

7,51

3,34

Músculo

1.040

7,64

3,31

Grasa

916

6,46

3,34

Hueso

1.650

12,31

3,19

Yodo

4.930

53

2,51

Bario

3.510

56

2,45

M aterial

x 1023

( £ . C O M P O N E N T E S Y F U N C IO N A M IE N T O DEL TU B O DE RAYOS X Se ha descrito cóm o se pueden crear rayos X y cóm o estos ¡nteraccionan con la materia. Además, se ha descrito y param etrizado el espectro de rayos X adecuado a las necesidades de la exploración radiológica. Ha llegado el m o m e n to de ver cóm o, técn icam ente, se obtiene este haz de rayos X y conocer el elem ento fundam ental, el equipo de rayos X, constituido básicam ente por tre s grandes partes: generador, tubo y sistema de imagen (Figura 21).

cB.I. El g e n e ra d o r d e rayos X El generador es el circuito que, conectado a la red eléctrica, propor­

A-

El equipo

de rayos X está

ciona corriente al tubo, tanto para producir la em isión de electrones en

constituido

el filam ento (efecto term oiònico) com o para establecer la diferencia de

fundamentalmente

potencial adecuada entre ánodo y cátodo que acelerará los electrones.

p o r tres grandes

En el generador, o en un cuadro de m andos (Figura 2 2 ) conectado

partes: generador,

al mismo, es donde se encuentra el sistem a que perm ite controlar el equipo de rayos X, seleccionando las características de disparo y efec­ tuando el m ism o. La red eléctrica alim enta al generador norm alm ente mediante corriente alterna m onofásica de 220 V y 50 Hz, significando

tubo y sistema de imagen.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

M o n ito r de exám enes

C ám ara CCD

M o n ito r de referencias Im presora en papel/transparencias (optativo)

G rabadora M D V D ñ (opciónal Interrup tor m anual Estación de visuallzación m óvil

Intensificador de im ágenes

Brazo en C C olim ador

Estativo del brazo en C

M o nob loque

Figura 21. Aparato de rayos X Philips BV Endura en arco mostrando los com ponentes constituyentes com o soporte de tubo, intensificador de imagen, consola de control en aparato y consola móvil, generador, etc. Philips BV Endura es un sistem a m óvil de visualización y adquisición de imágenes de rayos X para diagnóstico. Está diseñado para el uso médico en situaciones quirúrgicas.

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Figura 22. Cuadro de mandos de un tubo de rayos X. Se aprecia el botón de emergencia en forma de seta y de color rojo destinado a interrum pir la radiación en caso de peligro para el paciente o el operador.

Caracterización de los equipos de radiología convencional

q U e

invierte su polaridad, de positivo a negativo, a intervalos regulares,

con una frecuencia de 50 ciclos cada segundo.

A

El circuito

El generador, eléctricam ente, tiene un circuito para el fila m e n to y un

de baja tensión es

c ir c u ito de alto v o ltaje para acelerar los electrones. Adem ás, pre­

el encargado de

senta un tercer circuito que regula el tie m p o de exposición, el cual pue­

proporcionar la

de incorporar la posibilidad de control autom ático de exposición (CAE).

corriente que alimenta

El control a u to m á tico de exposición es un sistem a que, m ediante

al filamento o cátodo

detectores de radiación situados inm ediatam ente después del disposi­

para que este emita

tivo de imagen, perm iten al generador realizar un disparo con la carga

electrones.

necesaria para generar una imagen en el dispositivo, sin que el operador tenga que seleccionar m anualm ente, según el espesor del paciente, el valor de carga adecuado. Los tres circuitos están interrelacionados y el técnico puede acceder a ellos m ediante la mesa de control.

cE .I.I. El c irc u ito d e b a ja te n s ió n El circuito de baja tensión es el encargado de proporcionar la corriente que alimenta al filam ento o cátodo para que este emita electrones. Para calen­ tar el filam ento basta con corrientes pequeñas, del orden del amperio, para las que son suficientes tensiones de entre diez y veinte voltios. Este circuito está controlado por el selector de m iliam perios en la consola de operación. Cuanto mayor sea la corriente de filam ento mayor temperatura alcanzará el filam ento y se emitirá un mayor núm ero de electrones, pro­ porcionando el equipo un haz de radiación de m ayor intensidad.

cB.l.cE. T ra n s fo rm a d o re s El generador de rayos X contiene dos tipos de transform adores: * El transform ador de alto voltaje que transform a la corriente de red en corriente de alto voltaje (de 220 V a 150.000 V). * El transform ador de bajo voltaje que transform a la corriente de red en corriente de bajo voltaje (de 220 V a 10 V).

. ! .=3. A u to tra n s fo rm a d o r El potencial a celerad o r (kV p) que se aplica al tu b o de rayos X se mueve en un am plio rango de valores, por ejem plo, entre 40 y 150 kVp. Estos valores generados en el secundario se consiguen variando el voltaje aplicado al prim ario m ediante un dispositivo denom inado auto-

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

transform ador. Este aparato tiene un único bobinado que se rige por el principio de la autoinducción. A partir de la corriente de red de 220 V se induce un voltaje en cada una de las espiras del bobinado. M ediante la adecuada selección del núm ero de espiras se obtendrá el voltaje del prim ario, tanto para el tra nsfo rm a d or de alto voltaje com o para el de bajo voltaje. Proporciona: 1 Un voltaje de unos 100 V al prim ario del circuito del filam ento. I Voltajes variables al prim ario del transform ador de alta. I El adecuado voltaje a otros circuitos. > El m edidor que indica el potencial aplicado al tubo de rayos X durante una exposición.

¿ . I . M . El c irc u ito d e l fila m e n to Este circuito regula el flujo de corriente a través del filam ento. Cons­ ta de una resistencia variable y de un transform ador de baja tensión. La intensidad de corriente que fluye por este circuito puede variarse por m edio de una resistencia. Com o la intensidad de la corriente que calienta el filam ento determ ina el valor del m A puede considerarse que RECUERDA QUE

Un transformador es un núcleo de hierro que lleva dos bobinados denominados primario (entra la corriente) y secundario (sale la corriente). Se denomina relación de transformación a la relación que guardan los números de espira del primario y del secundario. El voltaje de los dos circuitos es proporcional al número de espiras del bobinado primario y secundario.

la resistencia variable es el selector del mA.

El c ircu ito d e a lto v o lta je e n tre c á to d o y ánodo El transform ador de alto voltaje tiene muchas más espiras en el secun­ dario que en el primario: unas 600 veces más, ya que en ciertos casos, debe ser capaz de aum entar el voltaje entre 220 V y 150.000 V. Al circuito de alto voltaje se incorpora un am perím etro que m ide el mA del circuito de alta, es decir, el núm ero de electrones que fluyen entre cátodo y el ánodo (corriente del tubo). El interruptor que abre y cierra el circuito de alto voltaje está colocado entre el a uto tra nsfo rm a d or y el tra nsfo rm a d or de alto voltaje. Este in terru pto r da com ienzo y fin a la exposición. Funciona m ediante un m ecanism o regulador del tie m p o de exposición, que es el tercer circuito en im portancia para el fun cio ­ nam iento del tubo de rayos X. En función del m odo de generar la corriente de alta tensión podem os distinguir los siguientes tipos de generador:

Caracterización de los equipos de radiología convencional

) G e n e ra d o re s de descarga de condensador. En ellos, un conden

sador es cargado previam ente em pleando diferencias de potencial de hasta 350 voltios. En el m om ento del disparo el condensador es conectado al tubo y proporciona a este un pulso de corriente m uy intenso y de m uy corta duración. A medida que el condensador se

descarga, el pulso dism inuye en intensidad hasta que la diferencia de potencial proporcionada no perm ite acelerar su ficie nte m e nte los electrones com o para que estos adquieran la energía necesaria para la emisión de rayos X, m om ento en el cual cesa el disparo. Habitual­ mente este tipo de generadores se em plea en equipos portátiles, ya que sus características básicas los hacen m uy adecuados para ese uso. Ofrecen tiem pos de disparo m uy cortos y, aunque la diferencia de potencial proporcionada no es constante, su variación durante la descarga tam poco resulta crítica. El m ayor inconveniente está en el tiem po de espera entre disparo y disparo, ya que el condensador debe volver a cargarse entre uno y otro. De ahí su uso en generadores

A

—

La rectificación

portátiles, en los cuales rara vez resulta necesario realizar dos disparos

es el proceso de

muy seguidos. En estos equipos el tiem po de disparo es controlado

convertir la corriente

por la rapidez con la que se descarga el condensador, y depende, por lo tanto, de la carga que en él se ha alm acenado, que a su vez dependerá de las características seleccionadas de disparo (kV y mAs). I Generadores con baterías. Se com ponen de m iles de células de batería que proporcionan una diferencia de potencial del orden del voltio, siendo la com binación de todas ellas la que proporciona al sistema una diferencia de potencial continua del orden de los kilovoltios. En estos equipos e xiste un te m p o riz a d o r que conecta y desconecta las baterías durante el tie m p o de disparo. Su principal ventaja es su au to n o m ía , ya que pueden funcionar en lugares sin corriente eléctrica, o con una corriente eléctrica que no tiene suficien­ te potencia com o para alim entar dire ctam en te un tub o de rayos X, y que proporcionan una diferencia de potencial constante en todo el disparo. Como contrapartida, las baterías deben recargarse cada cierto tie m p o , aunque soportan cargas de varios disparos antes de quedar descargadas. ) Generadores con sistem as de rectificación. La rectificación (Figura 23A) es el proceso de convertir la corriente alterna en corriente casi continua. El transform ador de alto voltaje proporciona corriente alter­ na de alto voltaje. El rectificador perm ite que la corriente eléctrica discurra en una determ inada dirección, pero im pide que discurra en la dirección contraria. La manera más sim ple de utilizar este alto voltaje es conectar direc­ tam ente el tu b o de rayos X al secundario del tra n sfo rm a d o r de alta

alterna en corriente casi continua.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

tensión. En la mitad del ciclo, cuando el cátodo es negativo respecto al ánodo, se generan los rayos X. En la otra mitad del ciclo, con cátodo positivo y ánodo negativo, no se generan rayos X. Solo la mitad superior de cada ciclo eléctrico se aprovecha para la producción de los rayos. El propio tubo actúa com o un rectificador (circuito autorrectificado). Esta situación tiene dos desventajas: > Solo se utiliza un pulso de cada ciclo, de form a que el tie m p o de exposición tendrá que ser el doble que si se utilizara el ciclo com pleto. ) El ánodo podría convertirse en em isor de electrones, por sobrecalen­ tam ie nto tras repetidas y prolongadas exposiciones, y producir una corriente de electrones durante el pulso inverso del ciclo, corriente que bombardearía el fila m e nto con el peligro de destruirlo.

a .l.f o . G e n e ra d o r con s is tem a d e rectificación m on ofásico Para obtener, a partir de la corriente alterna de la red, una corriente pulsátil unidireccional puede suprim irse la onda negativa teniéndose un circuito de rectificación a media onda. Cuando la corriente fluye del cátodo al ánodo los rectificadores perm iten su paso y cuando se invierte el voltaje durante la segunda m itad del ciclo, los rectificadores impiden el paso de la corriente. La única ventaja que se obtiene sobre el circuito autorrectificado es que se protege el tubo de rayos X. También se puede invertir la dirección de la corriente solo durante el tie m p o que dure la onda negativa teniendo un circuito de rectificación a onda com pleta. Se consigue una corriente pulsátil directa, unidi­ reccional. Sin embargo, el voltaje a través del tubo fluctúa desde cero hasta el kilovoltio pico seleccionado en cada pulso, lo que supone 100 flu ctu a cio n e s cada segundo. El tie m p o de em isión de rayos X tiene lugar solo durante la parte central del ciclo, lo que conlleva una gran

A

— invertir la dirección de la corriente solo

desventaja si se compara con el tie m p o útil ideal, que proporcionaría una corriente continua. En los valles entre los pulsos se desaprovecha m ucho tie m p o de exposición. Para solucionar este inconveniente se han diseñado los generadores trifásicos.

durante el tiempo que dure la onda negativa teniendo un circuito

c£.l.~7. G e n e r a d o r c o n s is te m a d e re c tific a c ió n trifá sic o

de rectificación a onda completa.

Los generadores trifásicos producen un voltaje casi constante para el tubo de rayos X.

Caracterización de los equipos de radiología convencional

Los g en eradores trifásicos tienen tres juegos de bobinado del primario y otros tres de secundario del circuito de alto. Pueden ser: | Seis pulsos y seis rectificadores, bobinado del primario en delta, bobi­ nado del secundario en estrella. ) Seis pulsos y doce re ctificadores, bobinado del prim ario en delta, doble bobinado del secundario en estrella. I Doce pulsos y doce rectificadores, bobinado del prim ario en delta, bobinado del secundario en estrella y en delta.

c B .1 .8 . F o rm a d e la c o rrie n te

RECUERDA QUE

Para entender qué es una corriente trifásica se puede representar com o la suma de tres corrientes alternas en distinta fase, con un cierto desfase en el tiempo.

Varía con el proceso de rectificación, pudiéndose definir tres posibilidades: ) La o b te n id a con un g e n e ra d o r m o n o fá s ico con rectificación a o nd a co m p leta: dos pulsos cada 1/50 segundos, es decir cada 20 ms, que es la duración de un ciclo. I La obtenida con un generador trifásico de seis pulsos. Para cada periodo de la co rrie n te alterna original se generan seis pulsos, de modo que la corriente ya no cae a cero entre un pulso y el siguien­ te, solo dism inuye en un 14 % respecto a su valor m áxim o. A este porcentaje, de caída del m ínim o con respecto al máxim o, se le deno­ mina factor de rizado y es un indicador esencial de la calidad de la rectificación de corriente. En el caso de generadores m onofásicos el factor de rizado es del 100 %, por .lo que la reducción hasta valores teóricos en el entorno del 14 % (los valores reales son próxim os al 25 %) hacen que el rendim iento de los equipos trifá sico s sea muy superior al de los m onofásicos (Figura 23B). * La obtenida con un generador trifásico de doce pulsos: funcionan de modo m uy parecido a los de seis pulsos, con la diferencia de que generan doce pulsos por ciclo de corriente alterna en vez de seis; de este modo, el factor de rizado se reduce hasta valores teóricos próxi­ mos al 4 % (los reales están en torno al 10 %); es decir, la diferencia de potencial aplicada al tubo es prácticam ente constante en toda la duración del disparo.

A

Los

generadores trifásicos

^ ■I •^ . El g e n e r a d o r d e a lta fre c u e n c ia

producen un voltaje casi constante para el

Es un generador especial que produce un voltaje casi constante para el tubo de rayos X. Representa un concepto de generador diferente a los

tubo de rayos X.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

Rectificación de media onda

Corriente alterna

Rectificación trifásica

Monofásico media onda

Rizado del kV (%)

M onofásico onda com pleta

M onofásico de 6 pulsos

Trifásico de 12 pulsos

Tensión de a lim e n ta ció n 0,01 s 0,0.02 s Figura 23. A. Esquema sim ple de los diversos tipos de rectificación. A p a rtir de la corriente alterna de alimentación los procesos de rectificación generan tipos de onda diferente en función del aprovechamiento total o parcial de la corriente alterna entrante. B. Rendimiento de los diversos tipos de rectificación. Factor de rizado.

A

generadores trifásicos. Su elem ento original es un rectificador-conver­ tid o r que transform a una corriente alterna m onofásica o trifásica con —

El tubo de

una frecuencia de 50 Hz, en una corriente alterna con una frecuencia m uy superior, entre los 5.000 y los 6.000 Hz. Primero, la corriente de

rayos X tiene la misión

red es rectificada y filtrada. A continuación, el rectificador-convertidor

de conseguir, a partir

la convierte en una corriente alterna de alta frecuencia. Se eleva

de la señal eléctrica

su voltaje en el transform ador de alto voltaje. Se rectifica y se filtra de

suministrada p o r el generador, la emisión de radiación.

nuevo para sum inistrar al tubo de rayos X una corriente casi continua. La principal ventaja del generador de alta frecuencia es proporcionar una corriente de voltaje casi constante. Otra ventaja añadida es que el generador de alta frecuencia precisa de un tanque m uy pequeño, por lo que su em plazam iento requiere poco espacio.

Caracterización de los equipos de radiología convencional

El tub o d e rayos X El tubo de rayos X (Figura 24) tiene la m isión de conseguir, a partir de la señal eléctrica sum inistrada por el generador, la em isión de radiación.

Cuenta con dos e lem entos principales, el cátodo, que calentado por una corriente de baja intensidad, em ite electrones por efecto term oiónico, y el ánodo, hacia el cual se aceleran los electrones y en el que estos producen radiación de frenado y em isión de rayos X característicos. RECU ER D A QUE

El conjunto cátodo-ánodo se encuentra en el interior de un recipiente sellado de cristal (vidrio Pyrex) en el que se ha realizado el vacío, con el fin de que los electrones, en su aceleración hacia el ánodo, no interaccionen con m oléculas de aire, no se vean desviados de su trayectoria y no pierdan la energía adquirida en el proceso de aceleración. El tubo va m o n ta d o en una e stru c tu ra b lin d a d a (Figura 25) deno­ minada c o raza o carcasa p ro te c to ra (c o m p u e s ta de blin da je de plomo y m aterial m etálico), en la que se ha practicado un agujero en la dirección del haz de radiación útil. La m isión de la coraza es la de evitar que se produzca e m isió n de radiación en d ire ccio n e s d is tin ­ tas a las del haz útil, ya que, ta n to la radiación de fre na d o co m o los rayos X ca ra cte rístico s son e m itid o s sin p rivileg ia r ninguna dirección en particular. Las Figuras 26-28 m uestran distintos m odelos de tubos.

Un tubo de rayos X que ha perdido la hermeticidad, o en el que no se ha practicado el vacío no producirá radiación, ya que los electrones no conseguirán llegar al ánodo con la energía adecuada debido a su interacción con moléculas de aire presentes en su camino.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

Revestimiento de plomo

Juntas expandibles

Aceite aislante

* '^ J/ primariO\

Revestimiento de plomo

Figura 25. Sección longitudinal de un tubo de rayos X. Se observa la carcasa protecto­ ra, que contiene el tubo propiam ente dicho, el cual está envuelto en aceite que sirve sim ultáneam ente com o elem ento aislante y como disipador térmico.

Figura 26. Tubo de rayos X en ampolla de vidrio donde se observan los elementos del ánodo (con ánodo rotatorio) y el cátodo.

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Figura 27. Vista de la carcasa externa de un tubo de rayos X donde destaca la ventana p o r la que em erge el haz útil. La carcasa debe cum plir las funciones de blindaje y elem ento aislante.

Figura 28. Otro modelo de tubo de rayos X donde el contenedor del ánodo y del cátodo está form a­ do p o r vidrio y metal.

Caracterización de los equipos de radiología convencional

La r a d ia c ió n que es capaz de atravesar la coraza, en direcciones distin­ tas a las del haz útil, se denom ina radiación de fuga (Figura 29). Su determinación es esencial en protección radiológica, ya que además es un parám etro indicador de la integridad de la coraza. Su intensidad debe ser inferior a 1 mGy/h a 1 m A a la m áxim a carga que soporte el tubo durante una hora de funcionam iento. Los otros tipos de radiación que aparecen en la figura son: ) Haz útil o radiación prim aria o haz directo: son los rayos X e m iti­ dos a través de la ventana del tubo. ) Radiación dispersa: la radiación producida al "ch o ca r" el haz prima­

rio con un objeto. El paciente es el principal p roductor de radiación dispersa.

Radiación de fuga

+0-< C 05

’o

03

Q-

dispersa

Figura 29. Tipos de radiación presentes al funcionar un tubo de rayos X. Obsérvese que el paciente es el m áxim o productor de radiación dispersa y que esta, al igual que la radiación de fuga, aparece en todas las direcciones.

A-

La radiación

Cada u no d e e s to s tr e s tip o s d e h a c e s tie n e n d ife r e n te s in te n s id a d e s . O rd e n a d o s de m a y o r a m e n o r:

que es capaz de

atravesar la coraza, en direcciones distintas

) Haz prim ario. * Haz disperso: intensidad disperso = 0,1 % Intensidad primario a 1 m

a las del haz útil, se denomina radiación de fuga.

^ Radiación de fuga.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

cE. c=!. I. El c á to d o El cátodo o, tam bién, conjunto del cátodo (Figura 30), está form ado por filam ento, zócalo o taza focalizadora y cableado asociado. El cableado suele m edir entre 0,1-0,2 m m de espesor y de 7 a 15 m m de longitud. RECUERDA QUE

Un filamento de tungsteno no muestra una emisión termoiònica significativa p o r debajo de los 2.200 °C.

El fila m e nto es un pequeño rollo de fino hilo de tungsteno (con partes de torio [Z=90]). La adición de 1-2 % de torio increm enta la eficiencia de la em isión term oiònica.

Figura 30. Esquema del conjunto del cátodo donde se observa el circuito del filamento, el filam ento y el sistema focalizador.

El cátodo p ro p ia m e n te d ich o está Al establecer una diferencia de potencial (V) entre el cátodo y el ánodo, los electrones son atraídos hacia el polo positivo, adquiriendo una energía cinética e ■V

com puesto de un filam ento que será calentado por efecto Joule al recibir la corriente proporcionada por el circuito de baja tensión. Al calentarse, algunos átom os del material podrán invertir esa energía térm ica sum inistrada en ionizarse. A este fenóm eno se le denom ina efecto term o ió n ico y es

Por efecto termoiònico aparece una nube de electrones alrededor del filamento

Al interaccionar los electrones en el ánodo pierden su energía produciendo radiación X

el causante de que el cátodo em ita electrones. En la Figura 31 se esque­ matiza el proceso. El número de elec­ trones em itidos por el cátodo depen­ de de la corriente que circula por él: a

Figura 31. Diagrama básico del funcionam iento del tubo de rayos X. Los electro­ nes son generados po r efecto term oiònico y acelerados hacia el ánodo m ediante una diferencia de potencial.

mayor corriente, m ayor tem peratura alcanza y m ayor núm ero de electro­ nes es capaz de emitir.

Caracterización de los equipos de radiología convencional

Debe c u m p lir u n as d e te rm in a d a s c o n d ic io n e s p ara re s u lta r o p e ­ rativo: d e b e estar form ado de un material que haga posible el efecto t e r m o i ò n i c o a tem peraturas no excesivam ente grandes; con punto de fu s ió n alto, para evitar que las tem peraturas que alcanza puedan dañar­

lo; d e tam año lo más pequeño posible, ya que influye decisivam ente en la calidad de imagen. El tungsteno (Z=74) es el material de elección d e b i d o a s u alto punto de fusión (3.422 °C) y su bajo nivel de evapora­ ción. C o m o materiales alternativos se utilizan tam bién el renio (con un

punto d e fusión de 3.186 °C) y el m olibdeno (con un punto de fusión de 2 .6 2 3 °C). En la Figura 32 se m uestra el fila m e nto en la Figura 33, un

carrete comercial de tungsteno, y en la Figura 34 se ven láminas de torio.

Figura 32. Filam ento de un tubo de rayos X. Aparece como un hilo enrollado. -

Figura 33. Rollo comercial de tungsteño. R especto a la figura anterior, téngase en cuenta el factor de escala.

Figura 34. Láminas de torio de uso comercial.

Muchos tu b o s d e d ia g n ó s tic o tienen doble fila m e nto , lo que significa la posibilidad de elección entre fo co fin o y foco grueso. El tamaño del fila m e nto influye en la calidad de imagen, ya que de él depende la resolución del sistem a, pero los filam entos de tamaño muy pequeño no pueden soportar tem peraturas tan altas como los de tam años superiores. Por ello, la mayoría de tubos destinados a radiología convencional disponen de dos ta m a ñ o s de fila m e n to (Figura 35), seleccionables por el usuario en la consola de control.

El fila m e n to d e m a y o r ta m a ñ o (foco grueso) da una peor reso­ lución en la imagen, pero perm ite em plear cargas mayores que el foco fino, em pleándose en exploraciones de re g io n es a n a tó -

Figura 35. Cátodo de doble filamento.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

micas con espesores grandes, com o columna, abdomen, etc. Existen en el mercado equipos con posibilidad de foco variable donde aparece una tercera posición que, al activarse, usa am bos foco s sim u ltá ne a ­ m ente, entregando al foco fin o la m ayor carga que puede soportar sin dañarse, y al foco grueso, el resto de la carga necesaria para obtener RECUERDA QUE

La vida media de un tubo de rayos X de diagnóstico es aproximadamente de 6 a 9 horas de uso (lo que permite de 10.000 a 20.000 disparos) en uso normal. Si el filamento trabaja al máximo de corriente con tiempos de exposición elevados la vida disminuye en un 50 % (por debajo de los 5.000-6.000 disparos).

la imagen. De este modo se consigue una imagen de la m ayor calidad posible con la carga seleccionada. No todos los electrones e m itid os term o ió nica m e n te por el fila m e nto son atraídos al ánodo. Un pequeño porcentaje se evapora y se deposita en el in terior del tubo produciendo una degradación paulatina que ocasionará una avería futura. Avería que tam bién se produce al rom per­ se el fila m e nto com o consecuencia de la pérdida de material a medida que se produce la evaporación. Cuando aproxim adam ente el 10 % del diám etro del filam ento se ha evaporado, es probable su rotura. La taza, zócalo o sistema focalizador es la ligera depresión (Figura 36) en el co njun to del cátodo destinada a acoger el fila m e n to . M uchos diseños lo m antienen al m ism o potencial negativo que el filam ento, e incluso a un valor negativo m ayor (biased) con el fin de dism in u ir aún más el tam año del haz de electrones.

Figura 36. Esquema del zócalo del filamento. Se observa la zona deprimida o taza donde se aloja el filam ento y que sirve com o sistem a de focalización. Se m antiene al m ism o o superior nivel de potencial negativo que el filamento.

El zócalo se diseña de form a que, al cargarse neg a tivam en te, dirija los electrones em itid os hacia el ánodo, tratando de focalizarlos para que la incidencia sea en un único punto. Así, el fo co de e m isió n de rayos X tiene el m enor tam año posible. En los equipos con más de un

Caracterización de los equipos de radiología convencional

filam ento, estos pueden disponerse en el zócalo de form a contigua, uno al lado de otro, o bien co nse cu tivam en te, uno encim a del otro. I a primera disposición tiene com o ventaja que ambos focos dirigen sus electrones a la misma región del ánodo, no siendo necesario construir más que una única zona en la que impactarán los electrones, de forma que el foco e fectivo se halla siem pre en la m ism a posición. En la segunda disposición los electrones incidirán en zonas distintas del ánodo, existiendo un pequeño desplazam iento del foco efectivo. La ventaja de este sistem a es que el desgaste del ánodo se repartirá en una zona de mayor tamaño alargando la vida del ánodo.

¿.c2.cE. El ánodo El ánodo es el blanco en el que impactan los electrones em itidos por el cátodo. Todo el conjunto del ánodo (Figura 37) consta de ánodo propia­

mente dicho, estativo (sistema de soporte) y rotor (en el caso de áno­ dos rotatorios). Los electrones van a perder la m ayor parte de su energía en forma de energía térmica (entre un 98 y un 99 % de su energía total) y no de emisión de radiación (el 1-2 % restante). A causa de esto, el ánodo alcanzará tem peraturas m uy altas en el punto de impacto, lo que hace necesario disponer de sistemas de refrigeración que permitan la rápida disipación de esa energía térm ica para evitar el deterioro del blanco.

Figura 37. Esquema del conjunto del ánodo (en este caso, ánodo giratorio donde se muestra el conjunto ro to r de cojinetes).

El material que com pone el ánodo debe cum plir determ inadas caracte­

rísticas como: ten e r un punto de fusión lo más alto posible, ten e r una

RECUERDA QUE

A medida que aumenta el número de electrones que se emiten y se acumulan alrededor del filamento, el aumento de carga negativa subsiguiente empieza a oponerse a la emisión de nuevos electrones. Este fenómeno se denomina efecto espacial de carga y limita el número de mA disponible al rango de 1.000-1.200.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

baja evaporación, ser un material de número atóm ico alto para favorecer la em isión de radiación por parte de los electrones, ser buen conductor del calor, ten e r una energía de em isión característica adecuada al pro­ pósito diagnóstico de los rayos X. El tungsteno es el material de elección de uso general para el blanco RECUERDA QUE

El ánodo cierra el circuito de alto voltaje del generador.

de los tubos de rayos X en radiología convencional, ya que presenta un núm ero atóm ico alto (Z=74), lo que increm enta la producción de rayos X, tiene un elevado punto de fusión (3.270 °C) y una conductividad térm ica media alta. Los tubos diseñados específicam ente para mamografía tienen blancos de rodio (Z=45) o molibdeno (Z=42) debido a la baja energía de los rayos X característicos de estos m ateriales. El uso normal del tubo hace que el punto de im pacto de los electrones (foco) pueda alcanzar tem peraturas entre 1.000 y 2.000 °C. El tun gsteno pue­ de perm anecer operativo a estas tem peraturas al te n e r un p un to de fusión a tem peratura superior. Con el fin de conseguir una m ejor disipación térm ica, existen los sis­ temas de ánodo giratorio (Figura 38), en los cuales la disipación de calor se reparte en una superficie m ucho mayor, gracias a la rotación continua del ánodo durante el disparo. La adición de renio (Figura 39) aporta tensión mecánica y elasticidad térm ica en los ánodos rotatorios. El ánodo rota m ediante un m otor de inducción. La velocidad de rotación en tubos normales es de 3.000 a 4.000 revoluciones por m inuto (rpm), m ientras que los tubos de alta eficiencia llegan a valores entre 10.000 y 12.000 rpm. Si el m o to r se avería, el calor generado por el haz de electrones incidente puede dañar el ánodo (Figura 40).

A leación de tungsteno-renio

M olibdeno

Figura 38. Ánodo giratorio donde se observa la zona desgastada utilizada como blanco para el haz incidente.

Figura 39. Esquema de un ánodo de aleación tungsteno-renio,

Caracterización de los equipos de radiología convencional

Las elevadas tem peraturas creadas en el ánodo obligan a un calenta­ m ie n to previo antes del uso del aparato para prevenir la rotura del d is p o s it iv o debido a los bruscos cam bios de tem pe ra tura. M uchos

ánodos de diseño actual (Figura 41) son capaces de soportar la te n ­ sión creada por los cam bios de tem peratura. Disipan el calor de form a más eficiente, por tanto, no requieren un procedim iento elaborado de calentamiento.

Figura 40. Detalle de ánodo giratorio con la pista anódica dañada debido a avería en el rotor.

Figura 41. Esquema de ánodo con diseño eficiente para la disipación de calor.

En los e q u ip o s de ánodo fijo o estacionario el ánodo es una pequeña capa de tu n g ste n o que se ha incorporado a un bloque grande de un metal con buena conductividad térm ica , h ab itu alm en te cobre (Figu­ ra 42). Así, el calor se disipa por conducción térm ica entre m etales hacia el cobre. El bloque de cobre se suele, a su vez, m antener refrigerado sumergiendo su extrem o en un baño de aceite, que queda en el inte­ rior de la coraza y disipará el calor generado a la propia coraza y de esta, al aire de su alrededor. Los sistem as de ánodo fijo son cada vez m enos usados debido a la poca capacidad de disipación térm ica que presentan,

Blanco

Y. por lo tanto, a las bajas cargas a las que pueden ser sometidos. En los tu b o s de ánodo giratorio (Figura 43), debido a la complejidad mecánica del sistema de giro, situado en el interior del tubo de rayos X y som etido a vacío, el calor no puede disiparse por conducción. Un exceso de calor en los rodam ientos que perm iten el giro, unido a la propia disipación de calor ocasionada por la rotación de

Figura 42. Esquema de ánodo fijo con soporte de cobre.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

RECUERDA QUE

Hoy en día, el uso de tubos con ánodo fijo está limitado casi exclusivamente a tubos para diagnóstico dental y a tubos para diagnóstico veterinario de pequeños animales.

Figura 43. Esquema de ánodo rotatorio con rotor de cobre. El calor no se puede disipar eficientem ente p o r el eje del rotor que además debe sufrir el calor generado p o r los cojinetes. El calor se disipa p o r radiación.

los mismos, podría dañarlos inutilizando el mecanismo de giro del ánodo. Por ello, en tubos de ánodo giratorio, el calor se disipa por radiación en toda la superficie anódica. La presencia de m olibdeno o grafito en el ánodo hacen que su pérdida de calor por conducción sea mínima, ya que ambos m ateriales tienen una conductividad térmica muy baja. Así, el sistem a no pierde calor por conductividad hacia el eje de rotación y el sistem a mecánico, pro­ tegiendo al m ism o de daños por sobrecalentam iento. La superficie anódica, al hallarse a una tem peratura superior al medio en el que se encuentra, tenderá a perder energía e m itiendo radiación. Esta radiación se em ite fundam entalm ente en la banda infrarroja, visi­ ble y ultravioleta, banda para la cual tanto el vacío de la ampolla, com o el cristal de la misma, resultan transparentes. La ampolla se encuentra sum ergida en un baño de aceite que absorberá la radiación em itida por la superficie anódica para enfriarse, calentándose a su vez, y disipando

A

el calor recibido hacia la coraza y el exterior del tubo de rayos X. Este

intercambio de calor es m ayor cuanto mayor es la diferencia de te m ­ peraturas entre ánodo y baño de aceite, por lo que en el m om e n to en el

En los tubos

de ánodo giratorio,

que el ánodo alcance una tem peratura suficientem ente alta, su pérdida de calor por radiación se hará m uy grande.

el calor se disipa p o r radiación en toda la superficie anódica.

En am bos sistem as de ánodo, las altas tem peraturas alcanzadas por el ánodo hacen que parte del material anòdico pueda e xperim entar una

fusión superficial de la capa de tungsteno, form ándose en el inte­ rior de la ampolla vapores de tungsteno que pueden depositarse en la

Caracterización de los equipos de radiología convencional

superficie de la m ism a, rom piendo su aislam iento eléctrico. En estas circunstancias pueden producirse arcos voltaicos que hacen que el funcionam iento del tub o sea inestable a altos potenciales. Adem ás, se e m itir á un haz de m enor intensidad y de m ayor energía media, ya que el

tungsteno depositado en la ampolla actuará com o filtración adicional del tubo. Para retrasar la aparición de este tipo de degradaciones del tubo la pista anódica se com pone de una aleación de tu n g sten o y renio, en la que es más difícil que aparezca una fusión superficial.

Curva de en friam iento del ánodo El calor generado almacenado en el ánodo se disipa a través del circuito de refrigeración m ostrando un patrón de enfriado denom inado curva de enfriam iento que, típicam ente, presenta dos partes: por un lado, las curvas de entrada (unidades de calor alm acenadas en función del tiempo) y, por otro, la curva de enfriam iento propiam ente dicha. En la Figura 44 se m uestra que: I Un procedim iento que libera 500 HU/s (unidades de calor [del inglés Heat Units] por segundo) puede continuar indefinidam ente. 1 Si libera 1.000 HU/s debe detenerse tras 10 m inutos. I Si el ánodo ha alm acenado 120.000 HU, necesitará del orden de 5 m inutos para enfriarse com pletam ente.

Figura 44. Curva de enfriam iento del ánodo.

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= 5 . C A R A C T E R IS T IC A S T E C N IC A S D E L H A Z D E R A D IA C IÓ N =3.1. Foco té rm ic o y fo c o efectivo RECUERDA QUE

Las circunstancias de la generación de los rayos X en el ánodo y la forma de este implican efectos sobre el haz de radiación útil que llegará al paciente.

La su pe rficie anódica en la que im pactan los ele ctron e s se d e n o m i­ na foco té rm ic o o foco real. C uanto m enor sea su tam añ o m enor superficie del ánodo estará disponible para disipar la energía térm ica generada por los electrones, por lo que, desde el punto de vista de la disipación térm ica, interesa que el foco sea del m ayor ta m a ñ o posible. La proyección del foco térm ico o real en la dirección de em i­ sión de radiación nos da el tam año del foco óptico o efectivo, siendo este el que influye directam ente en la calidad de imagen, ya que cuanto m ayor sea su tamaño, m ayor será la penumbra en la imagen y, por lo tanto, peor la calidad de imagen. Por ello, desde un punto de vista de la calidad de im agen interesa obtener un foco efectivo del m enor ta m a ñ o posible (Figura 45).

A

Á n g u lo de áno d o m a yo r nos da un haz de rayos X m ás ancho

—

Á n g u lo de ánodo m e n o r nos da un haz de rayos X m ás estrecho

Figura 45. Tamaño del foco real en función del ángulo del ánodo respecto al haz inci­ dente de electrones.

La superficie

anódica en la

Con el fin de conseguir foco s té rm ico s del m ayor tam año posible y

que impactan

focos e fe ctivo s del m e n or tam año posible, una de las posibilidades

los electrones se denomina foco térmico o foco real.

que se presentan es influir en la inclinación del ánodo respecto al haz de electrones incidente. Una dism inución en el ángulo anódico con­ ducirá a tam años de foco térm ico mayores, m anteniendo el tam año de foco óptico. Los ánodos pueden presentar diferentes ángulos respecto al haz de electrones incidente. N orm alm ente entre 5 y 15 grados. No

Caracterización de los equipos de radiología convencional

o b s t a n t e , a m edida que d ism in u ye el ángulo anódico, el tam año de c a m p o d e radiación que se obtie n e d ism in u ye por sim p le s razones g e o m é t r i c a s (F ig u ra 4 6 ).

Figura 46. Geometría del foco térm ico y foco efectivo.

=3.cEí. T am añ o del punto focal y g e o m e tría d e la im ag en Si el tam año del punto focal no es e strictam en te puntual se generará una im a g e n con pérdida de nitidez. La m ejora de la nitidez implica un punto focal pequeño. En el caso de la mamografía, el tam año nom i­ nal es igual o inferior a 0,4 m m . Por otra parte, un foco fino (puntual)

A

Si el tamaño

Irnplica que dism inuye la intensidad del haz de radiación lo que implica

del punto focal no es

tiem pos de exposición más largos. Al contrario, un foco más grueso

estrictamente puntual

Permite m ayor intensidad del haz lo que necesariam ente lleva a tie m ­ pos d e exposición más cortos. La selección de uno u o tro depende del m o v im ie n to del órgano (órganos con m o vim ien to rápido podrían requerir un foco mayor). La pérdida de nitidez se debe a la generación d e penumbras (Figura 47).

se generará una imagen con pérdida de nitidez.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

RECUERDA QUE

En un foco grueso los fotones se pueden considerar como procedentes de un conjunto de focos finos.

Figura 47. Efecto del tamaño del foco en la generación de penumbras en la Imagen.

=3.z3. E fecto anòdico o e fe c to talón Una desafortunada co nse cu en ­ cia del proceso de focalización es que la intensidad de la radia­ ción en el lado del cá to d o del cam po de rayos X es m ayor que en el lado del ánodo d e b id o a que los e le c tro n e s in te ra c c io nan a varias p ro fu n d id a d e s en el interior del blanco (Figura 48). Los rayos X que c o n s titu y e n el haz ú til e m itid o s a tra v é s

Eje central

del ánodo deben a tra ve sa r un m ayor espesor del m aterial del blanco que los rayos X e m itid os hacia la dirección del cátodo. La intensidad de los rayos X e m i­

Lado del ánodo

Lado del cátodo

tid o s a tra v é s del " ta ló n " del b la nco es re d u c id a d e b id o al m ayor ca m in o re c o rrid o en el

75 80 90 100 105 110 120

Intensidad relativa (%) Figura 48. Esquema de la generación del efecto talón.

blanco y el s u b s ig u ie n te in cre ­ m ento de la absorción. Es el llamado e fe c to ta ló n .

Caracterización de los equipos de radiología convencional

La d if e r e n c ia en la intensidad de la radiación a lo largo del haz de radiación puede variar hasta en un 45 %. El rayo central del haz útil es la línea imaginaria generada por el rayo más central del haz. Si designamos ¡a intensidad del rayo central com o 100 %, entonces la intensidad en el lado del cátodo puede ser tan alta com o el 120 % y la del lado del ánodo tan baja com o el 75 %.

RECUERDA QUE

El efe cto ta ló n es im portante cuando se exploran estructuras anató­ micas que difieren en gran manera en grosor o en espesor másico. En general, la colocación del lado del cátodo del tubo de rayos X sobre la parte más gruesa de la anatomía perm ite una exposición de radiación más uniform e en el receptor de imagen. Existe una característica contrapuesta al e fe c to anódico, beneficiosa para la calidad de imagen. La proyección del foco real en las d istin ­

Las direcciones del cátodo y del ánodo se encuentran normalmente indicadas en la carcasa, en ocasiones cerca de las conexiones.

tas direcciones da d istin to s tam años, resultando que en la dirección anódica, el fo co e fe ctivo tie ne un tam año in fe rio r al que tie ne en el centro del campo, que a su vez es inferior al que tendría en el extrem o opuesto del campo. Eso causa que la nitidez de la imagen sea mayor en el lado del ánodo que en el lado opuesto.

iB .1—I. Filtración d e los rayo s X Se ha visto que el haz de rayos X está form ado por fo to n e s cuyo rango de energías va desde, prác­ ticamente, 0 keV hasta el valor

Rayos X de baja energía ("b la n d o s ")

máximo del potencial de acelera­ ción de! tubo. Los fotones de baja energía no penetran en el pacien­ te y, por tanto, no pueden aportar información en la construcción de la imagen radiográfica. N ecesi­ tan eliminarse. Esto se consigue mediante el proceso de filtra ­

Rayos X de alta energía

ción (Figura 49). El filtrado permi­ te incrementar la calidad del haz

>

Y disminuir la dosis al paciente. Por un lado, está la filtración inherente, que es la filtra c ió n que incorpora el tubo por diseño la ,.

'

ua incluye la autoabsorción en

Fi9 ura 49- Efecto del filtrado en el haz de radiación. Los rayos de m enor energía son absorbidos p o r el m aterial del filtro, generando un haz de m e n o r intensidad (m enor núm ero de fotones) pero de m ayor energía media (mayor calidad).

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

A

^

el ánodo, la botella que encierra el tubo, el aceite refrigerante, y demás —

■ Los tubos de

dispositivos directamente relacionados con el diseño del tubo. La filtración inherente de un equipo viene fijada por el diseño y la fabricación del mismo

rayos X cuentan con

y no puede modificarse, siendo equivalente a aproximadamente 0,5 mm

una filtración añadida,

de aluminio (0,5 mm Al eq). No es suficiente para el propósito de filtrar el

que suele consistir

haz, es decir, eliminar fotones de baja energía. Por ello los tubos cuentan

en unas láminas de

con una filtración adicional, denominada filtración añadida, que suele

aluminio o cobre que

consistir en unas láminas de aluminio o cobre que se incorporan a la salida del haz para filtrarlo. La filtración añadida suele poder modificarse por par­

se incorporan a la

te del servicio técnico, en caso de que sea necesario. La filtración añadida

salida del haz para

es aproximadamente de 1-2 m m Al eq. (Figura 50). Para tubos operando

filtrarlo.

sobre 70 kVp se requiere al menos que la filtración total sea 2,5 m m Al eq.

Tubo de ra yo s X tra b a ja n d o p o r e n cim a de 70 kVp

F iltro ^ de a lu m in io (filtra c ió n añadida)

C o lim a d o r

C o n ju n to de o b tu ra d o re s in fe rio re s

C o n ju n to de o b tu ra d o re s s u p e rio re s

RECUERDA QUE

En casos de pacientes en los que la dosis recibida resulte crítica (pediatría, mujeres gestantes...) es recomendable el empleo de filtros adicionales, de forma que se reduzcan en gran proporción los fotones de baja energía.

Una filtra c ió n m ín im a de 2,5 m m Al eq. se re q u ie re para u n id a d e s de ra yo s X tra b a ja n d o p o r e n c im a de 70 kVp

Figura 50. Filtración añadida y sistem a de colimación. Visión general del conjunto del cabezal.

M uchos equipos actuales suelen llevar una filtración adicional, seleccionable por el usuario desde el colimador, que perm ite usar haces de radiación con mayor o m enor energía media (más o m enos duros).

Caracterización de los equipos de radiología convencional

-3.5b. R adiación fu e ra del fo c o ( o ff fo c u s ) Los tubos de rayos X están diseñados para que los electrones proce­ dentes del cátodo interaccionen con el blanco solo en el punto focal. Sin embargo, algunos de los electrones rebotan en el foco y aterrizan en otras zonas del blanco, generando rayos X fuera del punto focal (Figu­

RECUERDA QUE

ra 51). Es lo que se denom ina radiación fuera del foco. Esta radiación extra focal no es deseable, ya que aum enta el tam año del punto focal. Los rayos X adicionales increm entan la dosis a piel de form a modesta pero innecesaria. La radiación extrafocal puede reducir sig n ificativa ­ mente el contraste de la imagen y puede generar imagen de una parte del paciente que se había excluido m ediante colim adores (Figura 52). Ejemplos de im ágenes no deseables son orejas en exploraciones de cráneo, tejido blando más allá de la espina dorsal y pulm ón más allá de

La radiación procedente de la carcasa (leakage radiation) o radiación de fuga no puede sobrepasar 1 mSv/h a 1 m.

la columna torácica.

Ánodo

E le c tro n e s re b o ta d o s

Haz de e le c tro n e s

R ayos X e x tra fo c a le s

Figura 51. Fenómeno de la generación de fotones extrafocales a partir de electrones no focalizados rebotados en el ánodo.

^

Figura 52. Imagen generada con contribución de foto­ nes extrafocales donde se forma imagen fuera del sis­ tema de colimación.

C u rvas d e c a rg a

La carga de trabajo que un tubo de rayos X es capaz de soportar depen­ de, fundam entalm ente, de su capacidad de disipación de calor. Así, un tubo con una mala disipación de calor no podrá soportar cargas de trabajo tan grandes com o un tubo que tenga una m ejor disipación de calor.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

A

El calor que debe disipar el ánodo depende de todos los parám etros del

La carga de

trabajo que un tubo

disparo, el potencial (kVp), que regula la energía con la que los electrones llegan al ánodo, los m iliam perios seleccionados, que regulan la cantidad de electrones por unidad de tiem po que llegarán al ánodo, y, obviamente,

de rayos X es capaz

tam bién el tiem po de disparo, que nos indica durante cuánto tiem po

de soportar depende,

recibirá el ánodo el im pacto de los electrones. Adicionalm ente, influye

fundamentalmente,

la form a de onda (proceso de rectificación) del potencial acelerador y el

de su capacidad de disipación de calor.

núm ero de exposiciones efectuadas en secuencia rápida. Toda esta inform ación viene recogida en las curvas de carga de los equipos de rayos X (Figura 53). La interpretación de la curva de carga es inmediata, ya que proporciona los límites de disipación térm ica del sistem a, ya venga este lím ite im puesto por el ánodo o por el cátodo. Cualquier disparo por debajo de la curva de carga es posible, ya que implica disipaciones de calor inferiores a las máximas soportadas por el tubo, por lo que no pone en peligro la integridad del tubo. Los dispa­ ros que quedan por encim a de la curva de carga están prohibidos, puesto que exigen una disipación térm ica que el tubo no es capaz de soportar, y por eso pueden dañar el tubo, bien sea causando la rotura del filam ento y, por lo tanto, causando una avería irreparable, bien degradan­ do la superficie del ánodo, con el consiguiente riesgo de metalización del tubo y la presencia de efecto anódico.

RECUERDA QUE

En el caso de bajos potenciales, el límite en cuanto a disipación térmica estará situado en el cátodo, ya que su emisión p o r efecto termoiònico está limitada también p o r razones térmicas. Un calentamiento excesivo del cátodo podría causar su rotura, p o r lo que el tubo quedaría inutilizado.

Figura 53. Curvas de carga de un tubo de rayos X.

El calor, en unidades de calor (HU, m edido en julios), se puede obtener según las expresión siguiente: potencial (kV) x corriente del tubo (mA) x tiem po de exposición(s)

Caracterización de los equipos de radiología convencional

\ Ejem plo (tubo A, Figura 54A): un p ro ce d im ie n to con 300 mA, 0,5 s,

90 kV podría dañar el sistem a, operado por un generador m onofásico rectificado en media onda (inaceptable). Ejemplo (tubo B, Figura 54B): un procedim iento con 200 mA, 0,1 s, 120 kV se adapta a las características técnicas del sistem a, operado por un generador trifásico rectificado en onda com pleta (aceptable). V

■

M . . .

.

A 700

,

----------

------------ -

Tubo de rayos X A 1 é rectificado en m edia onda 3.000 rpm 90 kV 1.0 m m de mancha focal efectiva

< 600 ~ 500

o a

■

400 300

o 100

o

0,05 0,1 0,5 1,0 5,0 Tiempo de exposición (s)

B 700 < £ o u -Q □H H "q3 ■o 0) c 03 'á3Zo o

Tubo de rayos X B 3 if> rectificado en onda com pleta 10.000 rpm 125 kV 1.0 m m de m ancha focal efectiva

600 500 400

inaceptables^©

300 200 100

10,0

0,05 0,1 0,5 1,0 5,0 Tiempo de exposición (s)

Figura 54. A Curva de carga para un procedim iento con 300 mA, 0,5 s, 90 kV, generador monofásico. B. Curva de carga para un procedimiento con 200 mA, 0,1 s, 120 kV generador trifásico.

Los equipos actuales disponen de bloqueos de seguridad que im pi­ den trabajar fu e ra del rango de las curvas de carga, por lo que si se seleccionan unos parám etros de disparo no adm isibles, el equipo no perm itirá el disparo. De igual m odo, si se e fe ctú an varios dispa­ ros seguidos con una carga grande, el equipo im pedirá que se siga disparando en el m o m e n to en el que se su pe re su curva de carga, teniendo que esperar hasta que el tub o recupere su tem peratura de funcionam iento normal.

M . R A D IA C IÓ N D IS P E R S A . R E J IL L A S A N T ID IF U S O R A S *—1.1. R adiación d isp ersa En la Figura 55 se m uestran nuevam ente los diferentes tipos de radia­ ción que aparecen durante el funcionam iento de un aparato de rayos X. La radiación dispersa generada por el paciente tiene un efe cto nocivo sobre la generación de imagen. Tal com o se observa en la Figura 56 los fotones que interaccionan con el paciente pueden seguir caminos muy diferentes.

El m odo de rectificación añade un factor adicional de multiplicación, siendo 1 para unidades monofásicas, 1,35 para trifásicas de 6 pulsos y 1,41 para unidades trifásicas de 12 pulsos.

A----

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

Radiación de fuga

La radiación

dispersa generada p o r el paciente tiene un efecto nocivo sobre

la generación de imagen.

Radiación dispersa

Figura 55. Tipos de radiación presentes al funcionar un tubo de rayos X. La radiación dispersa producida en el paciente y en los elementos situados después de este degrada la calidad de la imagen.

La o b te n c ió n de una im a g e n d ia g n ó s tic a de calidad con la m ínim a dosis al p acien ­ te implica que, en un caso ideal, de todos los fo to n e s em itid os por el tubo de rayos X, una proporción adecuada llegue a la placa radiográ­ fica sin sufrir interacción (fotones c), y que el resto sufra una interacción por efecto foto e léc­ trico en el paciente, de modo que el fotó n que ha interaccionado desaparezca del haz (fotones b). De este modo, las zonas en las que se pro­ duzcan más interacciones de los fotones, bien sea por su m ayor espesor, su m ayor densidad o su m ayor núm ero atóm ico, atenuarán más la radiación, apareciendo en la placa radiográfica com o zonas claras. En contraposición, aque­ llas zonas en las que los fotones experim enten pocas interacciones, atenuarán m uy débilm en­ te la radiación, llegando la mayoría de fotones a la placa y produciendo una zona oscura en - CR (C om puted Radiography). > DR (Digital Radiography). 1 Intensificador de imagen + sistem a de TV. El conjunto cartulina-película ha sido el sistem a más utilizado durante décadas, aunque en la actualidad está en franco retroceso, práctica­ mente en desaparición, sustituido por los sistem as digitales. Las películas radiográficas consisten en una em ulsión sensible a la radiación compuesta de cristales de haluro de plata, donde la energía cedida por la radiación se traduce en la form ación de una imagen latente, no visible inm ediatam ente después de su exposición y, m ediante una serie de procesos quím icos adecuados la imagen latente, se convierte en una imagen en la película radiográfica. Las películas van dentro de chasis que incorporan pantallas intensificadoras o "cartulinas de refuerzo" (Figuras 67 y 68) form adas por material centelleador: w o lfra m a to de Ca o com puestos de tierras raras (La, Gd) con alto rendim iento de fluorescencia. Los d iferen tes centelleadores emiten en d istinta longitud de onda. La película debe presentar alta sensibilidad a dicha longitud, lo que im plica una buena com binación cartulina-película.

imagen.

FUNDAMENTOS FISICOS Y EQUIPOS

Figura 67. Conjunto película y pantalla de refuerzo para am plificar la señal que llega a la película.

Rayos X

Chasis Sencilla

Doble

Figura 68. M ecanism o de actuación conjunta de la película y de la pantalla de refuerzo en función de si la pantalla es sencilla o doble.

El intensificador de im agen (Figuras 69 y 70) es el dispositivo em plea­ do en sistem as de fluoroscopia con el fin de obtener una im agen radio­ lógica en un m onitor en tie m p o real.

Caracterización de los equipos de radiología convencional

Electrodos focalizadores

Figura 69. Esquema ¡ntensificador imagen.

Figura 70. Visión externa del intensificador de imagen del tubo Endura Philips.

El tubo ¡ntensificador de imagen está basado en principios físicos ya conocidos. En la entrada tiene un m a te ria l flu o ro s c ó p ic o , habitualmente yoduro de cesio (Csl), cuya m isión es producir fo to n e s lum inosos

M=3

FUNDAMENTOS FISICOS Y EQUIPOS

según recibe la radiación incidente, es decir, realiza la m ism a función que las pantallas de refuerzo en los sistem as basados en conjuntos cartulina-película. Los fotones lum inosos producidos, no obstante, son dirigidos a un fo to cá to d o , un m aterial que al recibir fo to n e s lum ino­ sos em itirá electrones. Los electrones em itidos por el fo to cá to d o son acelerados por una diferencia de potencial de entre 25 y 35 kV hacia la pantalla de salida. La pantalla de salida tiene un tam año inferior a la de entrada, de m odo que los electrones, además de ser acelerados, son focalizados m ediante cam pos electrom agnéticos hacia la pantalla de salida, sin cam biar su configuración geom étrica, con el fin de no distorsionar la imagen. La p an talla de salida está form ada por m ateriales que al recibir los electrones incidentes em iten luz (norm alm ente sulfuro de cadmio-zinc activado con plata). Esta luz es recogida por una cámara que posterior­ m ente la presentará en un m onitor. Los m otivos por los cuales el intensificador de imagen am plifica la ima­ gen inicial son dos: en prim er lugar, dado que la pantalla de salida tiene un tam año m enor que la pantalla de entrada, los electrones generados se concentrarán en una superficie menor, siendo capaces de producir más fo to n e s lum inosos al interaccionar; en segundo lugar, los elec­ trones serán acelerados en su cam ino hacia la pantalla de salida, de form a que al llegar a esta, con la energía que han sido capaces de adquirir, van a poder generar un núm ero grande de fotones. Así, a partir de una imagen obtenida en la pantalla de entrada de poca intensidad, m ediante la aceleración de electrones y su focalización, se obtiene a la salida una imagen con m ayor intensidad. El sistem a óptico de ¡a cám ara y del m onitor se encargan de presentar esa imagen adecua­ dam ente. Las cámaras actuales son CCD de TV com pactas (Figura 71).

Se puede considerar a la radiología digital como el mayor avance tecnológico en sistemas de imágenes de uso m édico de la última década. ^

Figura 71. Esquema de una cámara CCD.

g—*

J

Caracterización de los equipos de radiología convencional

Gracias a los sistem as digitales se puede considerar a la radiología digital com o el m ayor avance tecnológico en sistem as de im ágenes de uS0 m édico de la últim a década. En pocos años, la película fotográfica para rayos X ha caído casi com pletam ente en desuso. Los beneficios que aporta la radiología digital son enorm es. M ediante esta técnica se puede llegar a prescindir com pletam ente de las películas en las instalaciones o departam entos radiológicos. El m édico que prescribió el examen puede ver en su ordenador personal o en su portátil la imagen que solicitó, e incluso em itir un inform e pocos m inutos después de haberse realizado la exploración. Las im ágenes ya no se guardan en un único lugar, sino que varios m édicos situados a kilóm etros de dis­ tancia las pueden ver sim ultáneam ente. Adem ás, el paciente se puede llevar las im ágenes de rayos X en un disco com pacto para ponerlas a disposición de otros m édicos u otros hospitales. Los sistem as digitales de proyección utilizados hoy en día son los sis­ temas CR (C om puted Radiography)y los digitales directos o DR (Digital Radiography). En los sistem as de radiografía com putarizada o CR se realiza la adquisición de una im agen m e d ia n te una lám ina de fós­

RECUERDA QUE

Una analogía apropiada y fácil de entender es la sustitución de las cámaras fotográficas tradicionales p o r las cámaras digitales. Las imágenes se pueden obtener, borrar, m odificar y se pueden enviar a continuación a una red de ordenadores.

foro foto e stim u lab le que se utiliza dentro de chasis convencionales. Dichos chasis se utilizan en los sistem as de radiografía convencional en lugar de los sistem as cartulina-película, y la obtención de la imagen requiere igualm ente un procesado de los fósforos. Este procesado convierte la im agen latente form ada en el fó s fo ro en im agen digital mediante lectura con un láser. Una vez digitalizada, la im agen puede ser procesada en un ordenador y almacenada de manera electrónica. Los sistemas de radiografía digital directa se denominan así porque en ellos la adquisición de la im agen es d ire cta m e n te digital. Esto se consigue con los denom inados paneles planos (fíatpanel), detec­ tores que convierten los fotones de rayos X en una imagen digital

C ontactos de lectura y tra n s m is ió n al p ro c e s a d o r

Transm isores

Panel de s ilic io a m o rfo

sin necesidad de un procesado previo. Presentan dos tecn o lo ­ gías básicas basadas en paneles de silicio a m o rfo (Figura 72) y selenio am orfo (Figura 73). O tras té c n ic a s se basan en

S u stra to de cristal

dispositivos de carga acoplada (CCD) y en d isp o sitivo s CMOS

M a te ria l lu m in is c e n te (Csl)

(C o m p le m e n ta ry m e ta l o xid e semiconductor).

Figura 72. Diseño básico de un sistema de detección basado en silicio amorfo.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

Fotones rayos X No es necesaria la conversión a luz

Panel de selenio amorfo (fotodiodos/transistores)

O • 0 IX Q w 0

t i

Caracterización de los equipos de radiología convencional

al circu ito de alto voltaje y al circuito de tie m p o de exposición. Cada mando o botón de la mesa tiene su actuación en el correspondiente circuito eléctrico del generador. C uando el T é cn ico se d isp o n e a e fe c tu a r una ra d iog ra fía, lo más

interesante es la selección en la mesa de co n tro l de los adecuados valores de e x p o sició n . Los c o m p o n e n te s básicos de la m esa de control son: ) E! interruptor de encendido-apagado (ON-OFF). I El selector del foco. 1 El selector del kilovoltio. 1 El selector del m iliam perio. ) El selector del tie m p o de exposición. I El am perím etro y el voltím etro. ) El botón de preparación-exposición. En el funcionam iento más habitual, al conectar el equipo, se iluminarán las luces del panel y el equipo hará un chequeo interno de los sistemas. El equipo siem pre se conecta seleccionando el fo co grueso, ya que es el foco que p erm ite m ayor carga al tub o en m enos tiem po. Por lo tanto, hay que prestar atención al tipo de prueba que se va a realizar para seleccionar correctam ente el foco. El selector del tie m p o y el mA se utilizan en co njun to para generar la intensidad de co rriente en un determinado tiem po. Por ejem plo: si se seleccionan 100 m A y 1 s, se obtendrá 100 mAs, pero este valor se form ará tam bién con 200 m A y 0,5 s o con 400 m A y 0,25 s y hasta con 1000 m A y 0,001 s. De esta manera el Técnico deberá optar por la m ejor manera de producir los niAs según el tipo de paciente y la estructura a radiografiar, ya que, por ejemplo, un foco fino no suele soportar más de 100 mA.

A——i

^

•

El equipo

En los equipos con exposim etría autom ática el selector del kilovol-

siempre se conecta

taje es el más crítico. M uchos equipos m odernos tienen en la consola

seleccionando el foco

las estructuras a radiografiar con los valores preseleccionados según el

grueso, ya que es

tip o de pacientes. Por ejem plo, al seleccionar una rodilla AP con p o tte r

el foco que permite

bucky se seleccionan a u to m á tica m e n te 12 m A s y 58 kV, aunque el

m ayor carga al tubo

T écnico siem pre podrá variar esas condiciones si cree que esos valores

en menos tiempo.

no son precisos. El voltím etro y el am perím etro m iden la intensidad de corriente y el kilovoltaje respectivam ente.


En la form a de e jercer la m edicina -> m ayor necesidad de ver las alteraciones. 1 En los ciudadanos -> requieren pruebas objetivas. 1 En la demanda -> aum ento anual 10 % -> se duplicará en 10 años. En un Hospital General, por cada 100 ingresos se producen 120 explo­ raciones por rayos X. Esto implica que al menos se produce 1 explo­ ración por ingreso, lo cual tiene un im pacto directo sobre el coste de la estancia media, ya que el crecim iento en el gasto hospitalario pasa de 3,7 % al 5,5-6 %. Si se incorpora el gasto por equipam iento el por­ centaje sube a 6,5- 7 % sobre la estancia media. La distribución de exploraciones en un hospital es aproxim adam ente del 70 % para radiología convencional, del 12 % en ultrasonidos y del 11 % entre TC y RM. En la Figura 79 se representa la relación del aumento de exploraciones respecto al gasto repercutido y al beneficio recogido, aum ento desproporcionado respecto al aum ento de personal y equipo. ¿Qué hacer? Guías, itinerarios: trabajo coordinado, multidisciplinar. Frente a una demanda creciente con un crecim iento anual 1 0 % , con un aum ento exponencial de procedim ientos complejos, del crecim iento del tie m p o m édico y en los cam bios en la atención intra-extrahospitalaria, se im pone la eficacia y el uso racional de recursos m ediante guías,

A

protocolos, itinerarios hom ogéneos para toda la población asistida con equidad en el acceso y en la calidad del servicio prestado.

En un Hospital

General, p o rc a d a 100 ingresos se producen 120 exploraciones p o r rayos X.

La actividad se debe basar en la investigación básica y en la clínica perm ite el diagnóstico y/o tratam iento -> con la capacidad de difusión del conocim iento

implica programas de form ación -> y creación de

utilidades que valoren la relación co ste /e fe ctivid a d -> tod o ello lleva finalm ente a una gestión de la imagen dentro de un entorno donde el desarrollo sea multiprofesional incluyendo técnicos, radiólogos, clíni­ cos, físicos, ingenieros, inform áticos, químicos, biólogos...

Caracterización de los equipos de radiología convencional

La ra d io lo g ía

debe organizarse de m odo que perm ita:

| Igualdad de acceso a todos los ciudadanos.

) Con las m ism as garantías de rapidez y calidad. ) D istribución adecuada y equilibrada de los re cu rso s hum a n o s y te c ­ nológicos.

1 Desarrollo de guías y circuitos asistenciales del m ayor núm ero de procesos posibles. ) Trabajo coordinado de los co m ité s integrados por los especialistas implicados en la atención de los pacientes.

en 0

c

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- Exploraciones realizadas

03

O o. x 0

Gasto repercutido

0

Beneficio recogido

0

"O O i— E

"3 I 3 T iem po

Figura 79. Exploraciones versus gasto y beneficio.

FUNDAMENTOS FISICOS Y EQUIPOS

RESUMEN

y

Se han expuesto los principios físicos y c a ra c te rís tic a s técnicas que permiten la consecución de una imagen radiográfica. La descrip­ ción de las diversas formas de interacción de las partículas cargadas con la materia ha permitido deducir que, para generar rayos X en el rango de apto para la exploración radiológica, se necesitan enviar electrones con energías entre 0 y 150 keV sobre un material de elevado número atómico.

energías

y

Se ha mostrado que los rayos X generados se presentan en form a de un esp ectro continuo de energías e ntre un valor mínimo práctica­ mente cero hasta un valor máximo que coincide numéricamente con el valor de la energía máxima del haz de electrones incidente. este espectro se le superponen picos de energía, que se corresponden con las transiciones atómicas de electrones de las capas de los átomos del material blanco, denominados rayos X característicos del mate­ rial blanco. A p a rtir de esta premisa, se ha descrito en profundidad el funcionamiento del tubo de rayos X en sus tre s principales ele­ mentos, generador, conjunto cátodo-ánodo y sistemas de imagen.

A

/

y

/

La necesidad de que los electrones tengan energías a lre d e d o r de 1 0 0 k eV , teniendo en cuenta que el e fe cto termoiónico solo sumi­ n is tra energías del orden del voltio, obliga a que e n tre el cátodo (origen de los electrones) y el ánodo (zona de impacto de los elec­ trones) se aplique una diferencia de potencial de centenares de mi­ les de voltios. El generador proporciona esa diferencia de potencial a p a rtir de me­ canismos de rectificación de la corriente alterna de la cual se alimen­ ta. Los rayos X generados se ven influenciados por múltiples factores como son: el m a te ria l del blanco, el potencial a ce lera d o r, la co ­ rrie n te de tubo (intensidad del haz de electrones) la filtració n y la fo rm a , y funcionamiento del ánodo (ánodos fijos, rotatorios, ángulo anódico). Situaciones como el efecto talón, la generación de rayos X extrafocales y la capacidad de enfriamiento influyen sobre la imagen final. El conocimiento de la formación de los rayos X no basta para expli­ car la formación de la imagen. Se necesita el conocimiento de cómo

Caracterización de los equipos de radiología convencional

los rayos X interaccionan con la m a te ria . En el rango de energías

adecuado con la exploración radiología se ha visto que predominan los efectos fo to e lé c tric o s y Compton, m ientras que el mecanismo de producción de pares no aparece hasta energías más elevadas. El e fe cto fo to e lé ctrico , en que el fo tó n incidente es absorbido por el medio, es el que perm ite la aparición de contraste en la imagen, ya que este aspecto es básicamente la relación entre fotones tra n s ­ m itidos y absorbidos. Los fo to n e s Compton son fotones dispersa­ dos que disminuyen el contraste y crean un velo sobre la imagen al a p ortar información sobre una zona del paciente que no está en la tra ye cto ria del fotón dispersado. El e fe c to fo to elé ctric o es depen­ diente del potencial acelerador y del número atómico del m aterial, mientras que el Compton depende más de la corriente de tubo y va­ ría en menor grado que el fo to e lé c tric o con el número atómico del material. La creación de una buena imagen es un compromiso entre el potencial del tubo y la co rriente del tubo, es decir, entre las dos interacciones físicas descritas.

/

/

X

La eliminación de la radiación dispersa se consigue mediante r e ji­ llas antidifusoras fija s o móviles. Los sistemas de imagen se basan en la creación de una imagen latente en el soporte de imagen que luego puede ser visualizada mediante procesos químicos o físicos. El método más habitual de soporte de imagen ha sido, hasta hace poco tiempo, la película radiográfica. Los sistemas digitales han tomado el relevo y se han convertido en el form ato dominante en la actualidad. La revolución digital ha incrementado espectacularmente la deman­ da de imágenes radiológicas llevando a los sistemas de salud a una relación coste-servicio alta y d ifíc il de sostener. Es responsabilidad de todos los profesionales implicados el uso racional de los s is te ­ mas radiológicos mediante el uso de protocolos, el control de c a ­ lidad de los procedimientos, la form ación del personal y la revisión continua de las indicaciones clínicas.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

G L O S A R I O Ánodo: elem ento del tubo de rayos X donde incide el haz de electrones procedente del cátodo y cuya interacción con los átom os del material del ánodo provoca la em isión de rayos X. Se m antiene a tensión posi­ tiva. Atenuación: dism inución de la cantidad de partículas que atraviesan un m edio debido a las interacciones que se producen en el m edio. En el caso de fotones, la atenuación se debe a m ecanism os de absorción y dispersión. Cátodo: elem ento del tubo de rayos X donde se generan los electro­ nes que, a continuación, se aceleran para enviarlos a colisionar contra el ánodo. Formado por fila m e n to y zócalo focalizador. Se m antiene a tensión negativa. Colim ador: sistem a asociado a un tubo de rayos X a la salida del haz útil para lim itar su divergencia, elim inar radiación dispersa y adecuarlo a la zona del paciente que se debe explorar. Colisión radiactiva: fen ó m e no físico por el cual una partícula cargada que incide en un m edio m aterial y pasa cercana a un núcleo atóm ico sufre un cambio en su dirección, que implica una desaceleración y pér­ dida de energía que aparece com o radiación electrom agnética conocida com o radiación de frenado o brem sstrahlung. Disociación molecular: fenóm eno físico por el cual una partícula carga­ da que incide en un m edio material provoca la separación de una m olé­ cula en los com ponentes que la form an. Un ejem plo es la separación de la molécula de agua en los com ponentes OH- y H+. Efecto Com pton: modo de interacción de un fotón en un m edio m ate­ rial en el que parte de la energía del fotón incidente se em plea en arran­ car un electrón atóm ico, norm alm ente de capas externas, generando un nuevo fotó n , con energía m enor y dirección d istinta que el fotón incidente, dando lugar a radiación dispersa. Efecto fotoeléctrico: m odo de interacción de un fo tó n en un m edio material en el que toda la energía del fotón incidente es absorbida por un electrón de las capas profundas del átom o com unicándole energía suficiente com o para provocar su expulsión del átom o, dejando un áto­ mo ionizado. El fotón incidente desaparece.

Caracterización de los equipos de radiología convencional I

E m is ió n

term o iò n ica: efe cto físico por el cual al pasar una corrien­

te eléctrica por un hilo conductor, la re siste ncia de este al paso de ¡a corriente provoca un calentam iento del hilo su ficie nte para que los electrones de la banda de conducción adquieran energía com o para escapar de los átom os creando una nube electrónica alrededor del hilo conductor. Espectro: interacción de los electrones con el material del ánodo que provoca la e m isión de rayos X que presentan un rango co ntin u o de energías entre 0 keV y el valor m áxim o de la energía de los electrones incidentes. Excitación: fenóm eno físico por el cual una partícula cargada que entra en un medio material transm ite energía a un electrón de capas internas suficiente com o para que el electrón salte a un nivel superior, creando un átomo excitado. F ilam ento: e le m en to del cátodo, donde por em isión term oiònica, se produce una nube de electrones con energía del orden del eV. Foco efectivo: la proyección del foco té rm ico o real en la dirección de emisión de radiación nos da el tam año del foco óptico o efectivo, cuyo tamaño depende de la inclinación del ángulo del ánodo respecto al haz de electrones y al tam año del foco térm ico. El tam año del foco efectivo es que influye en la calidad de la imagen. Foco térm ico: zona del ánodo donde im pactan los electrones proce­ dentes del cátodo. Debido a que la m ayor parte de la energía de los electrones se transfiere en procesos de ionización y excitación se pro­ duce un calentam iento de esa zona de im pacto, que provoca emisión de calor, convirtiéndose en foco térm ico. Ionización: fenóm eno físico por el cual una partícula cargada que entra en un medio material transm ite energía a un electrón de capas internas suficiente com o para que el electrón escape del átom o, creando un átomo ionizado. Penumbra: cuando el foco em isor de rayos X no es estrictam ente punLlJal, los rayos X em itidos parecen proceder de diversos focos puntuales cada uno de ellos generando un punto de imagen en un sitio distinto. En la generación de imagen esto se traduce en superposición de imágenes generando una pérdida de contraste y nitidez. P roducción de pares: fenóm eno físico por el cual, cuando un fotón de energia superior a 1,022 MeV interacciona con los átom os de un medio

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

y, en presencia del núcleo atóm ico, genera un par electrón-positrón que em ergen en direcciones opuestas. El fotón incidente desaparece.

Rayos X característicos: en el espectro de rayos X aparecen super­ puestos picos aislados en determ inadas energías. En la interacción de los electrones con el material del ánodo puede ocurrir que un electrón in cidente expulse e le ctron e s de los átom os del m edio, provocando que e le ctron e s de las capas superiores caigan a niveles más bajos em itiendo un fotón de energía determinada. Estos fotones son propios del material del ánodo.

Rejilla: dispositivo que se coloca a la salida del haz del paciente para eli­ minar la radiación dispersa producida por este y, de este modo, aum en­ tar la nitidez y el contraste de la imagen. La finalidad última es que solo foto n es del haz prim ario lleguen al soporte de imagen.

Soportes imagen: cualquier dispositivo que perm ite convertir la infor­ mación aportada por el haz de radiación una vez ha atravesado el pacien­ te en una imagen del interior del cuerpo humano denom inada imagen latente. La im agen la ten te se co nvierte en im agen real por m edios físicos o químicos. El soporte actual más corriente son detectores de silicio am orfo.

Caracterización de los equipos de radiología convencional

( -------------------------------------

E J E R C IC IO S } E1. En el texto se ha indicado la importancia de la capa hemirreductora como elemento de definición de la calidad de un haz de rayos X. El ejercicio con­ siste en cómo la medición de este valor de forma periódica permite contro­ lar el envejecimiento del aparato. ¿Cómo se mide la CHR? ¿Qué se necesita? - Descripción del montaje y descripción de la secuencia de operaciones. Cálculo del valor exacto de la CHR, bien m ediante m étodo gráfico, bien m ediante interpolación. - Una vez conocida la CHR de un aparato, supuesto en el m om e n to de la compra, ¿cómo se puede utilizar para evaluar el envejecim iento del tubo? - A m edida que el tubo envejece, si la CHR varía, ¿cómo lo hace? ¿A qué se debe el aum ento o dism inución de la CHR? ¿En qué m om ento el cam bio de la CHR puede im plicar una actuación del servicio técnico o un cam ­ bio de tubo?

) E2. El paciente es el máximo productor de radiación dispersa. Supuesto el caso de una paciente embarazada que debe ser explorada radiológicamen­ te y asumida la necesidad del examen por grave riesgo para la paciente... - Evaluar la eficacia de un chaleco de plom o para proteger al fe to en función de la zona de la paciente que se va a explorar. - Estudiar los casos concretos de exploración de cabeza, tórax, abdom en, extrem idades superiores y extrem idades inferiores. - Indicar si la posición de la paciente para cada una de las exploraciones es­ tudiadas m odifica la cantidad de radiación dispersa y la dirección en que se em ite. Estudiar la incidencia de la radiación dispersa en el abdomen. - Evaluar otros elem entos que pueden generar radiación dispersa com o la mesa o accesorios de colocación de la paciente. - Ver cuál es el tipo de radiación que puede afectar al feto. - Crear un protocolo de actuación para la protección máxima del fe to en función del tipo de exploración, zona, posición y accesorios de colocación. - Supuesto que el estado de la paciente necesite la presencia de una perso­ na en la sala en el m om e n to de la exploración, valorar la radiación dispersa que puede recibir el personal. - ¿Es e fectivo realm ente un chaleco de plom o para proteger al paciente en un exam en radiológico?

) E3. Se ha visto que el espectro de rayos X depende del material del blanco. En este sentido: - Realiza una búsqueda de todos los m ateriales que se utilizan actualm ente para la fabricación de los ánodos de los tubos de rayos X.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

- Analiza y compara los espectros en función de la intensidad del espectro, supuesto un valor de kVp idéntico en todos casos. - Analiza los diferentes rayos X característicos. - Analiza en qué casos predomina el efecto fotoeléctrico sobre el Com pton. - Crea una tabla sobre la idoneidad de los diversos m ateriales en función de la zona que se debe explorar. - Analiza la influencia de la variación de potencial sobre el espectro y si esto influye en el m odo de utilización del aparato.

) E4. La implantación de la radiología digital ha supuesto la práctica desapa­ rición de la radiografía basada en placas radiográficas: - Analizar las ventajas de la radiografía digital frente a la analógica en función de la facilidad de transm isión de inform ación y alm acenam iento. - Plantearse las siguientes preguntas: • ¿La radiografía digital es de m ejor calidad que la analógica? Ejemplo: ¿la fotografía de un móvil es m ejor que la fotografía de una cámara con carrete convencional? • ¿Qué se necesita para que una imagen digital tenga la m ism a calidad que una analógica? - La ley obliga a proteger los datos del paciente y a conservar la inform ación durante un determ inado tiem po, incluso años. Discutid que m é todo pro­ tege m ejor los datos del paciente y perm ite conservar la inform ación más tiem po. ¿Se puede confiar en los m edios de soporte digital para conservar la inform ación, al m enos durante el m ism o tiem po en que se han conser­ vado los soportes analógicos? Estudiad las posibilidades en función de los cam bios en los soportes digitales de los últim os años. De discos flexibles a discos rígidos, cinta magnética, CD, DVD, Blue-Ray, nube. - El soporte digital dism inuye, en general, la dosis al paciente respecto al soporte analógico. Paradójicamente, la dism inución del coste del estudio (no hay placas ni reveladoras) puede llevar a repetir innecesariam ente ex­ ploraciones. Discutid y evaluad este aspecto.

1 E5. Se ha visto que el conjunto del ánodo puede presentar distintas opcio­ nes. En este sentido: - Realiza una tabla de aparatos com erciales actuales en función de si utilizan ánodo fijo o rotatorio. - Amplía la tabla al material del ánodo en función de la capacidad de disipa­ ción de calor.

Caracterización de ios equipos de radiología convencional

- Indica el ángulo anódico para cada aparato estudiado. - Deduce el tam año del foco té rm ico y foco real. - A partir de los datos del fabricante, obtén las curvas de enfriam iento y las curvas de carga. - Crea tabla de utilización de los aparatos en función de su finalidad y de sus capacidades.

f E V A LÚ A T E T Ú M IS M O 1. Para la producción de rayos X, en el interior del tubo: □ a) Se genera en un fila m e nto un haz de foto n es que impactan en el blanco. □ b) Se genera en un fila m e n to un haz de electrones que im pactan en el blanco. □ c) Se genera en el blanco un haz de electrones con alta energía cinética. □ d) Se genera en el blanco un haz de electrones con alta intensidad.

2. Para la producción de rayos X, en el interior del tubo se establece una di­ ferencia de potencial entre el blanco y el filamento, de forma que: □ a) El potencial eléctrico en el blanco es positivo y en el filam ento negativo. □ b) El potencial eléctrico en el blanco es negativo y en el filam ento positivo. □ c) La diferencia de potencial aplicada es variable alternando la polaridad del blanco y el filam ento. □ d) Independientem ente de la diferencia de potencial establecida los electro­ nes se focalizarán siem pre hacia el blanco.

3. La diferencia de potencial aplicada entre el cátodo y el ánodo en un tubo de rayos X es: □ a) Alterna de 50 Hz. □ b) C onstante de 220 voltios. □ c) Alterna de 220 voltios y 50 Hz. □ d) De varios m iles de voltios.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

\

\

4. Entre cátodo y ánodo en los tubos de rayos X: □ a) Se aplica directam ente la corriente alterna de la red. □ b) Se rectifica la corriente de la red. □ c) Se am plifica la corriente de la red. □ d) Se rectifica y se am plifica la corriente de la red.

5. El ánodo de un tubo de rayos X debe tener: □ a) Un punto de fusión m ayor de 100 °C y m enor de 1.000 °C. □ b) Baja conductividad térm ica, para evitar el sobrecalentam iento de las res­ tantes partes del tubo. □ c) N úm ero atóm ico elevado. □ d) Alta tensión de vapor.

6. Con respecto a los sistemas de formación de imagen, podemos decir que en las películas radiográficas: □ a) La radiación X produce una transform ación de los iones plata (Ag+) en plata atómica. □ b) La radiación X produce una transform ación de plata atómica (Ag) en iones plata (Ag+). □ c) Se produce un mayor ennegrecim iento cuanto mayor sea la cantidad de plata depositada en la película. □ d) Las respuestas a y c son correctas.

7. Los fósforos utilizados en los sistemas digitales de imagen tienen la pro­ piedad de almacenar información cuando se someten a un haz de radia­ ción y emitir: □ a) Luz de form a espontánea. □ b) Luz cuando se excitan m ediante luz láser. □ c) Radiación X m enos energética. □ d) Luz láser.

8. Por efecto talón se entiende: □ a)

La

aparición de una zona de penum bra en la imagen.

□ b)

La

falta de definición de la imagen obtenida.

□ c)

La

pérdida de hom ogeneidad del haz al atenuarse enlosfiltros.

□ d)

La

pérdida de hom ogeneidad del haz al atenuarse enelpropio blanco.

9. La intensidad del haz de radiación es: □ a) U niform e a la salida del tubo. □ b) M e n or en la zona del haz más próxima al ánodo.

V

Caracterización de los equipos de radiología convencional

□ c) M enor en la zona más próxim a al cátodo. □ d) M ayor en la zona central del haz.

10. La selección de mA y tiempo por encima de la curva de carga para un de­ terminado valor de kV puede provocar: □ a) S obrecalentam iento del tubo acortando su vida útil. □ b) E ndurecim iento del haz de radiación. □ c) Increm ento de la energía m áxim a del haz. □ d) Ninguna de las respuestas anteriores es correcta.

11. En los ánodos giratorios: □ a) El ánodo alcanza tem peraturas más bajas que en los fijos. □ b) A um enta el área de im pacto de los electrones. □ c) D ism inuye la conductividad térm ica del ánodo. □ d) Las respuestas a y b son correctas.

12. Cuanto mayor sea el ángulo que forma el ánodo con la vertical (perpendi­ cular al eje del tubo), mayor será: □ a) El tam año del foco efectivo. □ b) La definición de la imagen. □ c) El contraste de la imagen. □ d) La resolución de la imagen.

13. El objeto de la rejilla antidifusora es: □ a) D elim itar el cam po de radiación. □ b) A um entar la dosis im partida a los pacientes. □ c) D ism inuir la dosis im partida a los pacientes. □ d) Eliminar del haz los foto n es de radiación dispersa.

14. La cantidad total de radiación X obtenida con 100 mA y 0,1 s es: □ a) Igual a la obtenida con 200 m A y 0,2 s. □ b) Igual a la obtenida con 200 m A y 0,05 s. □ c) M ayor que la obtenida con 200 m A y 0,05 s. □ d) M ayor que la obtenida con 100 m A y 0,2 s.

15. El objeto de la colimación es: □ a) D elim itar el cam po de radiación. □ b) A um entar la dosis im partida a los pacientes. □ c) D ism inuir el tam año del foco para aum entar la nitidez de la Imagen. □ d) Eliminar del haz los fotones de radiación dispersa.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

16. ¿Cuál de las siguientes afirmaciones es cierta?: □ a) La intensidad de la radiación dispersa medida a 1 m etro del paciente es siem pre mayor que la intensidad del haz directo. □

b) La intensidad de la radiación dispersa medida a 1 m etro

delpaciente es

del orden del 0,1 % de la intensidad del haz directo. □

c) La intensidad de la radiación dispersa medida a 1 m etro

delpaciente es

del m ism o orden de magnitud que la intensidad del haz directo. □

d) La intensidad de la radiación dispersa medida a 1 m etro

delpaciente es

siem pre cero.

17. ¿Por qué la parte discreta del espectro de rayos X se llama radiación ca­ racterística?: □ a) Porque sus energías dependen del fabricante del equipo de rayos X y son características del m ism o. □ b) Porque sus energías solo pueden adoptar unos valores determ inados que son característicos de la proyección que se quiere realizar. □ c) Porque sus energías son características del tiem po de exposición selec­ cionado. □ d) Porque sus energías solo pueden adoptar unos valores determ inados que dependen del elem ento donde se han generado los rayos X (usualm ente w olfram io).

18. ¿Qué es la radiación de fuga?: □ a) La radiación que consigue escapar de la sala de exploración a través de puertas y ventanas. □ b) Es el haz útil una vez ha atravesado al paciente y que alcanza al receptor de imagen. □ c) Aquella parte de los rayos X que consiguen em erger a través del blindaje de la carcasa del tubo de rayos X. □ d) Es la radiación que se produce cuando el haz primario interacciona con el paciente y es dispersado en todas direcciones.

19. ¿Cuál de las siguientes afirmaciones es cierta?: □ a) Un aum ento de filtración añadida dism inuye la energía prom edio del haz. □ b) La energía prom edio del haz de rayos X no depende de la filtración del haz. □ c) Un aum ento de filtración añadida aum enta la energía prom edio del haz. □ d) Todas las respuestas anteriores son falsas.

y

Caracterización de los equipos de radiología convencional

r 20. ¿Cuál de las siguientes afirmaciones es correcta?: □ a) La cantidad de rayos X es inversam ente proporcional al tiem po de exposi­ ción. □ b) La cantidad de rayos X es d ire ctam en te proporcional a la corriente instan­ tánea (mAs). □ c) La cantidad de rayos X dism inuye cuando aum enta el kV. □ d) La cantidad de rayos X es independiente del kV seleccionado.

21. ¿Cuál es la manera más habitual de caracterizar la calidad de un haz de rayos X?: □ a) M idiendo su capa hem irreductora (CHR). □ b) M ediante el valor del kVp que lo ha generado. □ c) M idiendo la dosis (en mGy) producida por dicho haz a 1 m etro de distancia del foco. □ d) M idiendo la radiación de fuga a 1 m etro de distancia (en mR/h).

22. ¿Qué consecuencia tiene sobre el campo de rayos X el efecto anódico?: □ a) Recorta ligeram ente las esquinas del campo, redondeándolo y reducien­ do la dosis paciente. □ b) Provoca que el cam po no sea hom ogéneo, siendo más intenso en el lado del cátodo que en el lado del ánodo. □ c) A um enta la intensidad de la radiación en toda la superficie del cam po de rayos X. □ d) A um en ta la intensidad del cam po de rayos X en toda la periferia del m ism o.

23. Cuando se produce un efecto fotoeléctrico, el fotón incidente: □ a) Cambia de trayectoria. □ b) Desaparece. □ c) Se desdobla en dos fotones. □ d) Se m antiene apartado al lado del átom o.

24. En un tubo de rayos X se aceleran____________ entre el cátodo y el ánodo (completar): □ a) Rayos X. □ b) Neutrones. □ c) Electrones. □ d) Protones.

I

PROCESADO Y TRATAMIENTO DE LA IMAGEN EN RADIOLOGÍA CONVENCIONAL Yolanda Ricart Gayet, A n to n i Figueres Cugat

Sumario 1. Estructura y tipos de películas 2. Pantallas de refuerzo 3. Chasis radiográficos 4. Identificación y marcado de la imagen radiográfica 5. Registro de la imagen digital 6. Registro de la imagen en radioscopia 7. Factores que condicionan la calidad de la imagen radiográfica 8. Causas más frecuentes para la repetición de las radiografías

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

La c a lid a d del d ia g n ó s tic o m e d ia n te la im a g e n ra d io ló g ic a d e p e n d e de d ive rs o s fa c to re s d e b id o s ta n to a los e q u ip o s c o m o a los d e te c to r e s , e in c lu s o a fa c to re s re la c io n a d o s co n el p aciente. En el p re s e n te ca p ítu lo se e s tu d ia rá n d ife re n te s tip o s d e d e te c to re s , placas ra d io g rá fica s y m a tric e s de s e m ic o n d u c t o r e s , los s is te m a s a n a ló g ic o s y d ig ita le s , las c o n s e c u e n c ia s s o b re la im a g e n del p r o c e s o d e re v e la d o y la im p o rta n c ia de un c o rre c to e tiq u e ta d o . M á s aún, se tratará la im p o rta n c ia de un c o rre c to m a n te n im ie n to y a lm a c e n a m ie n to d e los d is p o s itiv o s y de la n e c e s id a d de o p tim iz a r los p ro c e s o s ra d io g rá fic o s para la p ro te c c ió n del p aciente.

I. E S T R U C T U R A Y T IP O S D E P E L ÍC U L A S La película radiográfica es m uy sim ilar a la película fotográfica. Se enne­ grece al ser expuesta a la radiación. La película radiográfica consta de dos partes: una base que actúa com o soporte y, adherida a ella, una em ulsión que capta la imagen. La base tiene com o objetivo proporcionar una estructura rígida sobre la que se puede depositar la capa de em ulsión. La com posición de la m ism a es de poliéster. Durante su fabricación suele añadirse un colo­ rante azul que dism inuye la fatiga visual. Sus características deben ser: ) Flexibilidad, para perm itir su curvatura a través de la procesadora, pero a la vez rigidez su ficie nte para poder ser vista en un negatoscopio. I Transparencia a la luz y u n ifo rm id a d para e vitar la aparición de

A

som bras. I Resistencia a rotura y d e fo rm ació n , para que durante su uso y —

La emulsión

es el material con

procesado no se rompa ni se distorsionen su form a o tam año (esta­ bilidad dimensional).

el que interactúan

La em ulsión es el m aterial con el que interactúan d ire cta m e n te los

directamente los

rayos X y la luz de las pantallas intensificadoras. Está com puesta por una

rayos X y la luz

mezcla hom ogénea de gelatina y cristales de halogenuros de plata.

de las pantallas intensificadoras.

La em ulsión está unida a la base m ediante una capa de material adhe­ sivo, capa adhesiva, que im pide su desprendim iento. En las películas radiográficas hay dos capas de em ulsión, una en cada cara de la base.

Procesado y tratamiento de la imagen en radiología convencional

Am bas capas de e m u lsió n están p ro te g id as de las agresiones, ara­ ñazos, presión, etc., m ediante una capa p ro tecto ra de gelatina pura (Figura 1).

Figura 1. Estructura de una película radiográfica.

La gelatina de protección es sim ilar a la alim enticia; es el soporte físico para el depósito uniform e de los cristales de halogenuros de plata. Es transparente y porosa, para perm itir que entren los com puestos quím i­ cos durante el proceso de revelado hasta alcanzar los cristales. Por lo tanto, una película radiográfica de doble e m u lsió n consta de 7 capas y su grosor total oscila entre 0,2 m m y 0,3 mm.

I.l. Form ación d e la im ag en Los cristales de halogenuros de plata suelen ser de brom uro de plata el 95 % y el 5 % restante de yoduro de plata. Estos cristales son pla­ nos y triangulares, de aproxim adam ente 0,001 m m de lado. Dentro de la estructura de cristales tam bién hay un contam inante químico, el sul­ furo de plata. A este contam inante se le llama "partícula sensitiva". Los átom os co nstitu yen te s de los halogenuros de plata están unidos de form a iónica form ando una red cristalina o cristal. Estos cristales no

RECUERDA QUE

La película radiográfica consta de base, que actúa como soporte, y emulsión, que es donde se forma la imagen.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

son rígidos y sus átom os pueden desplazarse en el interior del cristal. La plata form a un ión positivo al ceder electrones, m ientras que el bro­ m o y el yodo form an iones negativos al captar dichos electrones. En la superficie externa de cristal predom inan los átom os de B r y V, por lo que el cristal, aunque neutro en su conjunto, tiene una carga superficial negativa (Figura 2).

A g+ B r ------------- A g+------------------ I" s \ \ \ A g+----------- B r ------------------ A g+------------ Br s s s s B r------------- A g+------------------B r ------------- A g+ \ \ \ — B r ----------------- A g+-------------Br '" '" " V A g + S u p e rfic ie d e u n g ra n o o c ris ta l d e la e m u ls ió n s e n s ib le

Figura 2. Formación de la imagen.

Al interaccionar los fotones de rayos X, o bien la luz de las pantallas de refuerzo, se produce una alteración en la red cristalina, pues se rom ­ pen las uniones iónicas de los halogenuros de plata. Eso significa que los iones de B r pierden e-; estos electrones quedan atrapados en las partículas sensitivas, atrayendo a su vez iones de plata. El A g + queda neutralizado, convirtiéndose en plata m etálica, que se deposita en la superficie del grano de cristal. A todo este proceso se le llama "im agen la te n te ". Tras revelar, fijar, lavar y secar la película o bte nd re m o s una im agen radiográfica.

I.c£. P ro p ied ad es d e las películas RECUERDA QUE

La imagen latente se obtiene al romperse las uniones iónicas de los halogenuros de plata p o r la interacción de los fotones de rayos X o la luz de las pantallas de refuerzo.

l.crí.l. C o n tra s te El contraste de una película está definido por la posibilidad de poder distinguir densidades distintas, del blanco al negro, pasando por toda la escala de grises posibles. Depende del tam año y la distribución de los cristales de halogenuros de plata. Así pues, una película de alto contraste tie ne unos granos de tam año sim ilar y están d istrib uido s u n ifo rm e m e n te en la em ulsión. Por el contrario, en una película de bajo contraste sus granos son de tam año irregular y la distribución no es uniform e (Figura 3).

Procesado y tratamiento de la imagen en radiología convencional

Figura 3. Diferencia entre alto y bajo contraste.

Las películas de alto co ntraste am plifican la densidad inherente del objeto radiografiado. Si además de te n e r los granos de tam año unifor­ me estos son pequeños, obtendrem os m ayor nitidez (estas películas

A

La latitud

suelen utilizarse en mamografía, aunque son películas de em ulsión en

de una película es

una sola cara).

el rango en que se puede variar la

I . ¿ . c 2 . L a titu d

exposición.

La latitud de una película es el rango en que se puede variar la exposi­ ción y obtener un margen de densidad aceptable. Los granos de cristal son de tam año diverso, de form a que con una pequeña exposición los granos de m ayor tam año serán susceptibles de revelado, una exposi­ ción algo mayor afectara a granos m edios, y una exposición Im portante afectara a granos más pequeños. Una película de amplia latitud registra una gama extensa de exposiciones y es capaz de o fre ce r una vasta gama de grises (estas películas suelen usarse en radiología convencio­ nal, sobre todo en tórax).

A

Las emulsiones

de grano grueso son

l-c£.z3. S en sib ilid ad , r a p id e z o v e lo c id a d La sensibilidad tam bién depende del tam año del grano. Las emulsiones de g ra n o grueso son más sensibles y más rápidas que las de grano P equeño. Cuanta más alta es la sensibilidad de una película m enos

más sensibles y más rápidas que las de grano pequeño.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

exposición o cantidad de radiación se necesita para obtener una deter­ minada densidad. Las películas de doble emulsión son más sensibles o rápidas que las de una sola em ulsión. A modo de ejem plo, se podría afirm ar que una película que reúna las siguientes características será utilizada para un determ inado diagnóstico:

Amplia latitud + alta sensibilidad o velocidad + bajo contraste = tórax Estrecha latitud + baja sensibilidad o velocidad + alto contraste = mamografía

l.cE.M. A bsorción d e l e s p e c tro d e luz Desde la aparición de las pantallas de refuerzo las películas radiográficas

A

ya no son impresionadas exclusivam ente por los fotones de rayos X, sino m ayoritariam ente por la luz que em iten los fósforos de dichas pantallas. —Las películas

Las películas no responden de la misma manera a todas las longitudes

no responden de

de onda del espectro de la luz visible. Dependiendo de su sensibilidad

la misma manera a

a la luz em itida por las pantallas, las hay m onocrom áticas, sensibles a

todas las longitudes

la luz azul, y ortocrom áticas, sensibles a la luz verde y tam bién a la azul. Por e ste m o tivo es necesario com binar s ie m p re la película

de onda del espectro

radiográfica con su pantalla de refuerzo adecuada. Para una pantalla

de la luz visible.

de refuerzo que em ita luz azul será necesario utilizar películas m ono­ crom áticas. Para una pantalla de refuerzo de espectro de luz del azul al verde habrá que utilizar películas ortocrom áticas.

I.=3. Tipos d e películas ) Película de doble em ulsión: combinada con un chasis con dos pan­ tallas intensificadoras. Utilizada en radiología convencional. 1 Película de exposición directa: película de una sola em ulsión con RECUERDA QUE

Las características que definen una película radiográfica son: contraste, nitidez, latitud, sensibilidad y espectro.

una concentración de cristales de halogenuros de plata más elevada. Está en desuso debido a su alto coste económ ico y a que necesita una m ayor exposición de rayos X para ser impresionada. I Película m am ográfica: de una sola em ulsión, de grano fin o y en com binación con chasis con una sola pantalla intensificadora. ) Película de vídeo o de m o nitor: utilizada en la o bte nción de una im agen radiográfica a través de una imagen digital de una pantalla

Procesado y tratamiento de la imagen en radiología convencional

de TC, RM, US o RD. Son películas de una sola em ulsión que solo se impresionan por infrarrojos, en una im presora láser. Estas películas pueden ser manipuladas a la luz del día, ya que solo son sensibles a los infrarrojos. } Películas de copias o duplicaciones: películas para o bte ne r una

copia de una radiografía original. Son de una sola em ulsión, del mism o tam año que la radiografía original; la película duplicadora se coloca debajo del original y se hace pasar luz ultravioleta a través de ella. Requieren proceso de revelado (Figura 4).

■Gelatina protectora 1 miera 1Emulsión sensible 4 m ie ra s' Sustrato ■Soporte = 0,18/0,11 m -

Í77777^Z?ZX

Sustrato ■Emulsión sensible 4 mieras Gelatina protectora 1 miera

'v

Película emulsionada a doble cara

m m j

A

Antihal°

Película monocapa

Figura 4. Diferencia entre alto y bajo contraste.

I.M . T am añ o s d e películas Existen en el mercado diferentes tam años: 1 Las más utilizadas en odontología son de 3 x 4 cm para los exámenes intraorales y de 15 x 30 cm para las radiografías panorámicas. * En radiología convencional los más habituales son los tam años 18 x 24, 24 x 30, 30 x 40 y 35 x 43 cm. * El fo rm a to de 30 x 90 cm es utilizado en las telerra dio g ra fía s de extrem idades inferiores y colum na vertebral, aunque tam bién hay más form atos, com o 13 x 30, 20 x 40 y 35 x 35 cm. * En mamografía existen dos form atos: 18 x 24 cm y 24 x 30 cm.

I A l m a c e n a m i e n t o d e las películas La humedad y temperatura son m uy im portantes para m antener las Propiedades de los cristales de halogenuros de plata. La tem peratura

RECU ERD A QUE

Existen dos tipos de películas: las de doble emulsión, utilizadas en radiología convencional, y las de una sola emulsión, utilizadas en mamografías.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

A

de alm acenam iento no debería superar los 20 °C. A m ayor te m p e ra ­

La hum edad

tura m enor contraste y m ayor velo. La humedad relativa ideal es del 50 %, ya que valores m ayores del 60 % aumentan el velo y dism inuyen

y temperatura son

el contraste. Valores m enores del 40 % increm entan la aparición de

muy importantes

artefactos por electricidad estática.

para mantener las propiedades de los cristales de halogenuros de plata.

La m anipulación de la película radiográfica debe ser realizada en el cuarto oscuro, al amparo de luz blanca y de radiaciones ionizantes. El tiem p o de alm acenam iento tam bién interviene en las características de la película. La caducidad de una película radiográfica en condiciones óptim as es de un año, pero se recomienda su uso en un plazo de 45 días. Las películas siem pre deben ser manipuladas con las m anos limpias, evitando la crema de m anos. Nunca deben ser dobladas ni arañadas con las uñas. Todas estas precauciones tienen com o o b je tiv o evitar artefactos en las radiografías.

I.E d . P ro ceso d e re v e la d o d e la película rad io g ráfica La imagen latente no es hom ogénea, depende de la cantidad de cris­ tales de halogenuros de plata que han sido estim ulados tras recibir los foto n es de rayos X al pasar por el objeto radiografiado. Cada cristal de halogenuros de plata es alterado en núm ero pro­ porcional a la cantidad de radiación recibida local­ m ente. Esta imagen latente es invisible. Necesi­ ta un proceso de revelado y esto incluye revelar, lavar, fijar, lavar y secar la película (Figura 5).

I.fo.l. Revelado El revelado am plifica la imagen latente. Adiciona un e- al ión de A g+ y lo transform a en Ag. Los cris­ tales no irradiados, en un principio, no sufren alte­ ración alguna en este proceso. O btendrem os así la gama del blanco al negro característica en una placa radiográfica. Los negros equivalen a aque­ llos cristales más estim ulados, correspondientes a los fo to n e s que han atravesado por com pleto el objeto radiografiado, y los blancos a los que no han sufrido alteración alguna y a los que por tan­ to no ha llegado ninguna radiación o lo ha hecho Figura 5. Reveladora.

m uy filtrada.

Procesado y tratamiento de la imagen en radiología convencional

El revelado "a m p lifica " la imagen latente por el m ism o proceso por la que esta se form ó. En los granos expuestos se deposita Ag metálica. Pero tam bién aquellos granos sin imagen latente pueden ser revelados si se produce un exceso en el tiempo de revelado. En estas circuns­ tancias todos los cristales, tanto los expuestos com o los que no, serán revelados y se convertirán en plata m etálica. La radiografía obtenida tendrá velo y no tendrá co ntra ste . Por el co n tra rio , si el tie m p o de revelado es dem asiado corto, parte de la inform ación de los cristales estimulados se perderá. Si el revelado ha sido correcto, el cristal e xp u e sto ha sido destruido completamente y en su lugar queda un grano negro lleno de plata metá­ lica y los iones brom uro y yoduro han sido liberados hacia la gelatina, disolviéndose en el revelador, mientras que los cristales que no han sido expuestos no se han modificado. Sin embargo, norm alm ente el proceso del revelado no es perfecto del todo, de tal form a que algunos cristales expuestos quedan sin revelar y otros no expuestos son revelados; este hecho origina velo y dism inuye la calidad de la imagen. Para que el proceso del revelado sea óptim o, es decir, que solo sean reducidos a plata metálica los granos expuestos y no el resto, es preciso controlar los tres parámetros básicos que influyen directam ente en las reacciones quím icas que tienen lugar durante el m ism o, y que son los siguientes: I Tiempo de contacto con el revelador. ) Temperatura del revelador (35 °C en procesadora automática o 20 °C en el procesado manual). Ì Concentración o cantidad de revelador. El aum ento de cualquiera de estos tres parám etros condiciona la reducción de un mayor núm ero de cristales no expuestos y, por el contrario, su dism inución impide que sean revelados cristales expuestos. Los fabricantes de películas y líquidos de revelado Indican los valores ó ptim os de tiem po, tem pe ­ ratura y concentración del revelador para que el proceso sea óptim o y el velo quede reducido al mínimo. El líquido revelador está com puesto por: * Reductor (Ag+ + e~ = Ag): hidroquinona con m etol o bien con phenidona.

* Alcali (ajusta la concentración de iones de hidrogeno form ados durante el proceso de revelado), hidróxido sódico, carbonato càl­ cico o borato sódico.

* Preservador (preserva el e fe cto de la oxidación de los agentes reductores): sulfato sódico.

* Antivelo: brom uro potásico.

R ECU ER D A QUE

El tiempo de almacenamiento, la hum edad relativa y la temperatura influyen en las características de la película radiográfica.

FUNDAMENTOS FISICOS Y EQUIPOS

A

I.&.cü. Fijado El proceso de

La función del fijado es elim inar los cristales de halogenuros de plata

revelado consta de

que no se han reducido a plata metálica durante el revelado. Para ello,

tres partes: revelado,

en su co m posición e nco n tram os hiposulfito sódico (Na2S20 3), que

fijado y lavado.

reacciona con los iones de Ag y form a un com plejo estable. El líquido fijador tam bién contiene un endurecedor de gelatina. El proceso de revelado y fijación debe realizarse con su m o cuidado para evitar que el fijador contam ine el revelador. Esto aum enta el velo y dism inuye el contraste de la radiografía.

I.éd.i3. Lavado El lavado se realiza con agua, im prescindible para elim inar los restos de fijador. Un lavado escaso se traducirá en un color parduzco con el paso del tie m p o en una imagen radiográfica (Figura 6).

'

'

Figura 6. Tanques de líquidos.

RECUERDA QUE

El tiempo de revelado, la temperatura y la concentración de los líquidos influyen en la imagen finalmente obtenida.

17 7 . Tipos d e re v e la d o ra s Hoy en día es raro el revelado manual. Habitualm ente las procesadores son autom áticas, tienen un sistem a de tanques con rodillos donde la película es transportada y sum ergida por los diferentes tanques. El prim er tanque contiene revelador, el segundo fijador, el tercero agua para el lavado y por últim o un sistem a de tubos de aire caliente que secan

Procesado y tratamiento de la imagen en radiología convencional

la p e líc u la . N orm alm ente el proceso de revelado autom ático ronda los

90 segundos (Figura 7).

Existen m uchos tipos y m odelos, pero básicam ente se emplean dos: I Las reveladoras de cuarto oscuro, en las que la apertura del chasis que contiene la película expuesta y su depósito en la bandeja de la reveladora deben hacerse en condiciones de ausencia de luz. 1 Las reveladoras de luz de día, que m anipulan a uto m á ticam en te el chasis descargando la película expuesta y recargándolo con una película virgen, tod o a plena luz del día. Pese a que los chasis se des­ cargan en ausencia de oscuridad, es necesario m antener un cuarto oscuro para poder cargar los cajones de los diferen tes tam años de películas que utiliza el equipo.

c2. PANTALLAS DE R E FU E R ZO En 1869 Thomas Edison observó el llamado "efecto lum iniscente", en e¡ que algunas sustancias bajo la acción de los rayos X eran capaces de emitir luz visible. Estas sustancias son los fósforos. Este descubrim ien­ to le perm itió construir años después la primera pantalla intensificadora 0 de refuerzo. Los m ateriales utilizados com o fósforos son com puestos de elem entos quím icos de la fam ilia de los lantánidos o de "tie rra s raras", que em iten m ayor intensidad de luz respondiendo a una misma d e n s id a d de radiación (Figura 8).

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

Figura 8. Pantallas de refuerzo de diferentes tamaños.

A

Dentro del efecto lum iniscente hay que destacar dos fen ó m e no s dife­

La

rentes: la fluorescencia y la fosforescencia. La fluorescencia consiste en la em isión lumínica de una sustancia durante el tie m p o que dura la

fluorescencia consiste

radiación. La fosforescencia es la em isión lumínica p oste rio r al cese

en la emisión lumínica

de la radiación.

de una sustancia durante el tiempo que dura la radiación.

c2. 1. Función d e las p antallas d e re fu e rzo Las pantallas de refuerzo actúan com o sistem as que tra nsfo rm a n la energía de radiación en luz, capturando los fo to n e s de alta energía de rayos X y convirtiéndolos en haces de luz visible. Estos haces se transm iten y la sensibilidad de la película a la exposición directa de los foto n es de rayos X es baja y, por tanto, un ennegrecim iento suficiente requiere una gran dosis de radiación al paciente. El uso de pantallas de refuerzo perm ite dism inuir los valores de exposición, acortando el

A

tie m p o y, en consecuencia, irradiando m enos al paciente.

La

. c£. E structura d e las pantallas d e re fu e rzo

fosforescencia es la emisión lumínica

La pantalla de refuerzo, al igual que la película radiográfica, consta de varias capas:

posterior al cese de la radiación.

I Base: so porte de plástico o de cartulina que se adhiere a la parte interna del chasis.

Procesado y tratamiento de la imagen en radiología convencional

l Capa re fle cto ra: refleja toda la luz em itida hacia la em ulsión sensible de la película. Esta capa se puede evitar añadiendo un tin te coloreado al aglutinante de los cristales de fósforos.

A

—

pantallas de refuerzo

i Capa flu o re s c e n te : aquí se encuentran los cristales de fósforos en

suspensión en un aglutinante.

perm ite disminuir los valores de exposición

I Capa p ro te c to ra : su objetivo es proteger la capa fluorescente (Figu­

acortando el tiempo, y en consecuencia

ras 9 y 10).

irradiando menos al paciente.

Pantalla de refuezo anterior

Película Pantalla de refuerzo posterior

Fieltro

Figura 9. Estructura de un chasis con sus pantallas de refuerzo.

F¡9ura 10. Esquema de una pantalla de refuerzo. 1. Soporte rígido de poliéster. 2. Capa blanca alta­ mente reflectante. 3. Capa de fósforo formada p o r una dispersión de cristales en suspensión en un aQlutinante. 4. Capa protectora.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

A—

el moteado cuántico

cEl.z3. P ro p ie d ad e s d e las pantallas d e re fu e rzo Las propiedades principales de las pantallas de refuerzo son dos:

es necesario aumentar la dosis de

I Velocidad o eficiencia de conversión: es el porcentaje de energía

radiación al paciente.

de los fotones de rayos X que la pantalla transform a en luz visible. I Poder de resolución: es la capacidad de producir una im agen clara y nítida. Depende del tam año del cristal del fósforo. Cuanto m enor sea el tam año del cristal m ayor será la resolución, aunque m enor la velocidad. Esto es debido a la difusión de la luz a partir del cristal de fó sfo ro : un cristal grande influenciará varios granos foto se nsib le s, m ientras que la luz de un cristal pequeño solo llegará a un grano. Cuando un sistem a radiográfico recibe una dosis de foto n es de rayos X que se transform an en una m ayor cantidad de fo to n e s de luz visible m ediante un co nvertidor (pantalla de refuerzo o intensificadora) para form ar la imagen visible final, esta puede tener un aspecto granulado. Este fenóm eno se denomina "ruido" o m oteado cuántico (Figura 11). Cuanto m enor sea la cantidad de fotones (m enor mAs) que se aproxi­ men a la pantalla mayor será el moteado, y cuanto mayor sea la cantidad de fotones (más mAs) que lleguen a la pantalla m enor será el moteado. Así pues, para dism inuir el m oteado cuántico es necesario aum entar la dosis de radiación al paciente.

a)RX:Dosis baja

Mucho ruido cuántico

Figura 11. M oteado cuántico.

b)RX:Dosis media

Aceptable

c)RX:Dosis alta

Sin ruido cuántico

Procesado y tratamiento de la imagen en radiología convencional

¿ . M . Tipos d e pantallas Según su velocidad, las pantallas de refuerzo se clasifican en: ) Pantallas de baja velocidad: son pantallas de alta definición debido a que las im ágenes que ofrecen tie ne n unos valores de m oteado cuántico m uy bajos. Se utilizan en el diagnóstico de partes blandas (como, por ejemplo, en la mamografía) y en estructuras óseas peque­ ñas (Figura 12). } Pantallas de velocidad estándar: son pantallas de velocidad media o norm al que dan una buena calidad a los detalles. Se utilizan en radiología convencional com o tórax, abdom en, colum na vertebral, caderas, etc. I Pantallas de alta velocidad: son pantallas más rápidas que las ante­ riores. O frecen una peor visión de los detalles, puesto que el tamaño del grano es grande. Con este tipo de pantallas se reduce la dosis reci­ bida por los pacientes. Se utilizan en radiología digestiva con contras­ te y en radiología torácica hecha con aparatos portátiles (Figura 13). I Pantallas com pensadas: son pantallas que en su interior presentan zonas de d ife re n te velocidad. En un e xtre m o tienen una velocidad

Figura 12. Chasis con una sola pantalla de refuerzo utilizada en la técnica mamográfica.

Figura 13. Chasis con doble pantalla de refuerzo utilizados en la radiografía convencional.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

A

alta y en el o pu e sto una velocidad menor. Se aplican en estudios —Las pantallas

de refuerzo no deben

telem étricos, com o la colum na total y las extrem idades inferiores, ya que hay mucha diferencia de espesor entre una zona y otra. Estas pantallas son capaces de hom ogeneizar la densidad radiografiada.

ser manipuladas, a excepción de en el momento de su sustitución.

cE.E d .

C uidado d e las pantallas

Las pantallas de refuerzo se deterioran con el uso. La inspección visual sobre la Imagen radiográfica obtenida de un sim ulador o fa n to m a dará inform ación sobre su estado. Las pantallas de refuerzo no deben ser manipuladas, a excepción de en el m om ento de su sustitución. Es muy im portante evitar el contacto con los dedos, puesto que las huellas dactilares quedarían reflejadas en la imagen final. Tampoco deben ser almacenadas cerca de productos quím icos com o líquidos de revelar, ni cerca de fuentes de calor. El m antenim iento de las pantallas requiere una limpieza fre cue n te con los productos que recom ienden los fabricantes. Deben lim piarse como m ínim o una vez a la sem ana, o bien al observar alguna im pureza o suciedad en ellas. Se limpiarán con los líquidos específicos que reco­ mienda el fabricante y se dejarán secar al aire, com pletam ente abiertas y en posición vertical. Si no se dispone de dichos líquidos específicos, puede utilizarse un paño húm edo con agua y jabón neutro no abrasivo. En el caso de que tenga que reemplazarse alguna pantalla debe colocar­ se el chasis sobre una superficie plana, com pletam ente abierto. Desde una de las esquinas se retirará con cuidado la pantalla, procurando no dañar el chasis. Se retirará cualquier resto de gom aespum a o pegamen­ to. A continuación se retirarán los papeles protectores de las bandas de fijación de las pantallas nuevas y, sin presionar, se colocarán en las paredes internas del chasis. No se almacenarán cerca de productos químicos, com o podrían ser los líquidos de revelar, ni cerca de fuentes de calor.

crí.&). C om binación pelícu la-p an talla RECUERDA QUE

El uso de pantallas de refuerzo permite disminuir los valores de exposición a los rayos X.

En la radiología convencional la película radiográfica tiene doble em ul­ sión y cada em ulsión recibe idéntica exposición desde cada una de las pantallas de refuerzo. Así una película convencional tendrá doble pantalla (Figura 14). La película m am ográfica solo tiene una em ulsión, así que se utilizará únicam ente una pantalla de refuerzo.

Procesado y tratamiento de la imagen en radiología convencional

Las pantallas de refuerzo deben quedar en íntimo contacto con la película para que los puntos de luz producidos por los cristales de las pantallas se registren con un patrón idéntico en la película. El tipo de luz que e m ite un d eterm inado fósforo es lo que se denom ina "em isión espectral". Para exponer una pelí­ cula con pantalla de refuerzo es necesario que los granos de halogenuros de plata de la em ulsión foto se nsib le absorban el tipo de luz que transm iten las pantallas, dependiendo del tipo de fósforo con el que se hayan construido. Las pantallas más utilizadas son las de "tie rra s raras", sus cristales excitados em iten luz verde. Por lo tanto, se utilizarán películas ortocrom áticas (sensibles a la luz verde).

3 . C H A S IS R A D IO G R Á F IC O S El chasis radiográfico es una estructura rígida, de form a similar a un libro, cuya función es albergar las pantallas de refuerzo y

Figura 14. D iferentes tamaños de chasis.

la película radiográfica, asegurando un perfecto contacto entre ellas y protegiéndolas de la luz, de arañazos, ralladuras, etc. Los prim eros chasis eran de alum inio, ya en desuso. En la actualidad los pod e m o s e ncontrar de fib ra de v id rio o de carbono. Los chasis utilizados en sistem as de luz día disponen de una ventanilla en la parte posterior para poder realizar la id e n tifi­ cación correcta del paciente (Figura 15).

=3.l. E stru ctu ra d e los chasis Los chasis están form ados por dos caras: una anterior y otra posterior unidas por un cierre que no p e rm ite la entrada de luz en su interior. La cara anterior debe ser colocada siem pre frente al haz de radiación y está fabricada de m ateriales con un índice de atenuación m uy bajo. La cara posterior es sim ilar a la anterior, pero además lleva un recubrim iento interno de plom o que absorbe la radiación residual. Tanto la cara anterior com o la p oste rio r llevan en su interior

-------------------------------------------

una capa de gom aespum a sobre las que se asientan las pan-

Figura 15. Parte anterior de un chasis.

FUNDAMENTOS FISICOS Y EQUIPOS

tallas de refuerzo. De esta manera se consigue el perfecto contacto entre película y pantalla de refuerzo (Figura 16).

Tipos d e chasis Existen d iferen tes tipos de chasis, en función de sus apli­ caciones: I Curvos o flexibles: su curvatura perm ite utilizarlos en radio­ grafías panorámicas dentales. ) Con rejilla fija incorporada: estos chasis contienen en su in terior una parrilla antidifusora que se sitúa e n tre la cara anterior y la pantalla de refuerzo. Se utilizan en la radiología hecha con aparatos portátiles. Con dos pantallas de refuerzo: com o se ha mencionado anteriorm ente, son chasis que en su interior utilizan pelícu­ Figura 16. Chasis cara posterior.

las radiográficas de doble em ulsión. Se em plean en radio­ logía convencional. I Con una sola pantalla de refuerzo: chasis utilizados en mamografías, ya que usan películas de una sola emulsión. I Chasis digitales: estos chasis son los más utilizados en la actualidad en la obtención de im ágenes radiográficas digitales, en la radiología digital indirecta o CR (co m p u te d radiography). La cara anterior es de fibra de carbono panalizada.

Los chasis d ig ita le s m erecen una descripción aparte, puesto que su funcionam iento y estruc­ tura son d is tin to s a las placas de radiología co nvencional. Su característica más destacable es que no utilizan película radiográ­ A im

fica sino una lámina reutilizable sim ilar a la pantalla de refuerzo. Esta lám ina u hoja de m e m o ­ ria, llamada tam bién "placa IP" (im age pía te ) o lám ina d o b le ­ m ente estim ulable, basa su fun­ cionam iento en los principios de

Figura 17. Chasis para radiología digital indirecta o CR.

la lum iniscencia (Figura 1 7).

Procesado y tratamiento de la imagen en radiología convencional

La estructura de las placas IP es diferente de las películas convenciona­ les: sobre una base de plástico negro se extiende una lámina de 0,3 a 0,4 m m de espesor de dim inutos cristales foto e stim u lab le s com pues­ tos de flu orob ro m u ro de bario activado con europio. Sobre esta base se extiende una fina capa protectora de plástico o acetato transparente. A diferencia de los fósforos de las pantallas de refuerzo, el fósforo de la IP no em ite instantáneam ente en form a de luz visible la energía que el haz de rayos X deposita, sino que alm acena dicha energía durante un tiem po, y es necesaria una segunda estim ulación en el equipo de lectura para que sea liberada. Los fotones de rayos X liberan electrones del fluorobrom uro de bario, haciendo que salten desde los niveles e n e rg é tico s de la banda de valencia, que es estable, a los niveles energéticos de la banda de con­ ducción, que es de m ayor energía pero inestable. Los electrones que­ dan atrapados en tram pas y no pueden volver por sí solos a los niveles de m enor energía. Para recuperar la imagen radiológica hay que volver a irradiar la placa IP, esta vez con un haz de fotones de luz visible (láser rojo). Esto perm itirá que los ele ctron e s atrapados puedan decaer a la banda de valencia, ahora sí, e m itie n d o luz. Esta segunda estim u lación se da lugar en el equipo de lectura de CR, o digitalizadora, que es similar a una reveladora de luz día de los chasis de radiología convencional analógica. En este caso la Imagen es convertida en una m atriz de bits y dichos bits dan lugar a una imagen digital en escala de grises. Si la placa es irradiada pero no leída, la inform ación de la imagen se reduce un 70 % al cabo de las 24 horas de la exposición. Las IP son del m ism o tam año que los chasis, y las más utiliza­ dos son 24 x 30, 35 x 43 en radio­ logía convencional y 18 x 24 en mamografía (Figura 18).

^3.d i. C o nservació n d e los chasis La conservación de los chasis es fundam ental para garantizar un funcionam iento óptim o. Hay que tener especial cuidado con l° s golpes, ya que pueden dañar

Figura 18. Chasis de CR con su correspondiente IR

RECUERDA QUE

Existen pantallas de baja velocidad para mamografía, de velocidad estándar para radiología convencional y de alta velocidad para radiología contrastada digestiva y radiología con equipo portátil.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

el sistem a de cierre y p e rm itir la entrada de luz, o verse alterado el contacto entre la película y las placas de refuerzo. También es necesaria la limpieza interna de los chasis que contienen pantallas de refuerzo o IP. Este proceso debe realizarse com o mínimo una vez a la semana, con el producto que recom iende el fabricante. RECUERDA QUE

Los chasis radiográficos albergan las pantallas de refuerzo.

No debe olvidarse tam poco la limpieza del exterior de los chasis, puesto que impurezas, restos de yeso, contraste baritado o yodado, sangre, etc., podrían dañar la im agen final y tam bién suponer un riesgo por falta de higiene, tanto para el paciente com o para el personal técnico que los maneja. Los chasis no se deben dejar abiertos, salvo en el m om ento de realizar la limpieza de las pantallas de refuerzo. Se deben guardar en posición horizontal, sin poner pesos encima, lo que limita el número de chasis api­ lados a aproxim adamente cinco. En su almacenamiento se requieren las mism as precauciones respecto a temperatura, fuentes de calor o radia­ ción y líquidos de revelar que con las películas y las pantallas de refuerzo. Com o precaución para evitar la realización de placas sin película, es m uy recom endable guardar los chasis cargados, ya sea con película radiográfica o la IP.

M . ID E N T IF IC A C IÓ N Y M A R C A D O D E LA IM A G E N R A D IO G R Á F IC A Toda imagen radiográfica debe ser identificada de form a perm anente y unívoca. Así, el proceso de identificación y marcado es la inclusión del conjunto de datos referentes al paciente en la imagen. La correcta identificación de la radiografía es de vital im portancia en todos los casos, y m uy especialm ente en casos com o el estudio com ­

A~— i La correcta

parativo de exám enes de vigilancia, o casos con im plicaciones médicolegales o de indem nización. Es m uy aconsejable, por tanto, asegurar una correcta identificación y volver a com probar el m arcador antes de su colocación en la placa.

M . l . Conjunto d e m a rc a d o re s

i identificación de la

radiografía es de vital importancia.

Podemos distinguir dos tipos de marcadores: ) Marcadores generales: com o mínim o deben constar de cuatro cam­ pos de identificación:

Procesado y tratamiento de la imagen en radiología convencional

I Nom bre y apellidos. I N.° de identificación, que puede ser el núm ero de historia clínica u

A

—

otro valor único para el paciente exam inado. i Fecha del examen.

de identificación

I M arcador de orientación: es necesario in clu ir la orientación del

y m arcado es la

paciente, derecha-izquierda y craneocaudal, así com o la lateralidad

inclusión de los datos

de la exploración.

referentes al paciente

A dicionalm ente, pueden ser incluidos o tros datos de interés en la identificación de la imagen radiográfica: I Edad del paciente. } Fecha de nacim iento. > Sexo. ) Nom bre del técnico o m édico que ha realizado el examen. I Nombre de la institución o centro donde se ha realizado el examen. ) M a rcad o res específicos: c ie rto s e xá m e n e s ra d iológ ico s deben incluir tam bién diferentes marcadores que indiquen: i Posición del paciente: se hará referencia si el paciente está de pie, en bipedestación, si se ha hecho la radiografía sentado sedestación, de costado, en decúbito lateral, en proyección oblicua, etc. Este marcado es m uy necesario en todas las exploraciones en las que por algún m otivo la radiografía no se haya realizado siguiendo procedim ientos estándar o protocolos. Por ejem plo, la radiografía de tórax estándar se tom a en bipedestación, pero existen casos en los que no es posible levantar al paciente y solo se puede realizar en decúbito, circunstancia que debe ser marcada en la placa.

i

Tiem po tra n s cu rrid o desde la a d m in is tra c ió n del m edio de contraste. Este parám etro es de gran im portancia en exploracio­ nes com o la urografía intravenosa (UIV), donde es necesario cono­ cer el tiem po transcurrido tras la inyección del contraste para poder com probar el correcto funcionam iento de los riñones, así com o la tardanza en eliminarlo.

• Posición del tu b o de rayos X en el m o m e n to de la realiza­ ción de la radiografía. Estos datos pueden ser la angulación, por ejem plo, 30°, o la dirección de esta, ya sea caudal en dirección a los pies o craneal en dirección a la cabeza. Por eje m plo, en la serie subacrom ial de hom bro una de las p ro yeccio n es se realiza con una incidencia del haz de rayos X de 30° craneocaudal, en ese caso es marcada con las siglas Ce, donde la C m ayúscula c o rre sp on d e a craneal y la m inúscula a caudal. Si la incidencia fuera al revés, es decir, caudocraneal, la m arca cam biaría a cC (Figura 19). * En la to m o g ra fía en placa (no co n fu n d ir con tom ografía com putarizada) se debe m arcar el nivel de co rte de profundidad, por ejem plo, 8 cm.

en la imagen.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

Figura 19. Marcadores generales y específicos.

*—I. cE. S istem as d e m a rc a d o Existen d istin to s m é tod o s para m arcar las radiografías con fin es de id e ntificación, d ependiendo del sistem a em pleado para o b te n e r las imágenes.

*—l.cE.I. R adio grafías an aló g icas Existen varios procedim ientos para registrar los datos, entre los cuales el más sim ple consiste en la rotulación directa sobre la película ya revelada. El m é todo más utilizado consiste en la utilización de una cámara de RECUERDA QUE

identificación que perm ite im p rim ir los datos en la película m ientras perm anece dentro del chasis. Su fun cio n a m ie n to está basado en la

La cámara de identificación es el método más utilizado para los marcadores generales en radiografías analógicas, mientras que para los marcadores específicos suele ser la rotulación.

com binación de un sistem a de iluminación de la cámara y una ventana deslizable del chasis. Los datos son escritos en una tarjeta que será colocada en la parte superior de la cámara. Al introducir el chasis en ella, la ventana deslizable se abre, exponiendo la tarjeta a la luz y quedando marcados los datos en la película para su posterior revelado.

•—\.c£.c£. R adio grafías digitales En ellas el m étodo es más sim ple, pues los datos id e n tifica tivo s del paciente y de la exploración son volcados a la película o la imagen con ¡a ayuda del ordenador que hace la función de estación de trabajo.

Procesado y tratamiento de la imagen en radiología convencional

3 .

R E G IS T R O D E LA IM A G E N D IG IT A L

La radiología analógica consiste en la o bte nción de una imagen en soporte foto g rá fico em pleando un haz de rayos X que ha de atravesar

A

—La digitalización

de imágenes consiste

la zona anatóm ica de interés. La o b te n ció n de la im agen en ciertas

en la transformación

modalidades de diagnóstico está basada directam ente en la adquisición

de la información

de datos para form a r una matriz digital, por ejem plo la RM (resonancia

visual (analógica) en

magnética), la TC (tom ografía com putarizada), la angiografía digital y

numérica (digital).

otras com o la US (ultrasonografía). Sin em bargo, en radiología sim ple o clásica el soporte físico eran pantalla y película, ambas analógicas. Uno de los avances técnicos más im portante de los últim os años es la digitalización de imágenes, que consiste en la transform ación de la información visual (analógica) en num érica (digital).

Eb.l. Transform ación d e la im agen a n aló g ica en digital La im agen analógica o btie n e una repro du cció n lo más cercana posible a las estructuras internas del cuerpo hum ano m ediante una escala continua de grises que van del blanco al negro y que dependen de la atenuación de los rayos X por las estructuras anatómicas estudiadas. La transform ación de la imagen analógica en digital consiste en desco m p o ne r la imagen inicial en una matriz de p untos llam ados "p íx e le s " (picture ele­ ments). El sistema convertidor analógico-digital adjudica un valor n um érico que corresponde a un nivel de gris determ inado en función del de la imagen analó­ gica. Esta inform ación num érica podrá alm acenarse o modificarse m ediante diferentes funciones m ate­ máticas. La resolución espacial de la imagen viene d ete rm i­ nada por el núm ero de píxeles (tamaño de la matriz). Cuanto mayor núm ero de píxeles tenga la matriz por cm2, más similar será el aspecto de la imagen digital a la imagen real. Las matrices típicas son de 512 x 512 en TC y RM, 1024 x 1024 en angiografía y entre 2.000 Y 4.000 píxeles para la radiografía digital (Figura 20).

Figura 20. /A. M atriz de una TC. B. M atriz de una radiografía.

FUNDAMENTOS FISICOS Y EQUIPOS

A

El núm ero de niveles de gris define las tonalidades que se pueden

El número de

observar; la mayoría de sistem as digitales poseen al m enos 8 bits de memoria, que es la profundidad del convertidor analógico-digital, de tal

niveles de gris define

manera que el rango de intensidades de gris irá de 0 hasta 28 = 256,

las tonalidades que se

donde el cero corresponde al negro y el 255 al blanco. La radiografía o

pueden observar.

la mamografía digital utilizan 10 o 12 bits, que se traduce unos niveles de gris de 1.024 o 4.096 respectivam ente.

í=d .£=!.

V e n tajas d e la im agen digital

La naturaleza num érica de las im ágenes obtenidas en so porte digital tie ne com o consecuencia diferen tes ventajas que deben ser tenidas en cuenta: 1 Pueden ser procesadas y m ejoradas para un m ejor diagnóstico. I Perm iten su alm acenam iento y transm isión si se dispone de una infraestructura adecuada. 1 Es posible realizar m ediciones de distancias, volúm enes, áreas, etc. ) Permiten utilizar técnicas de diagnóstico asistido por ordenador. Existen dos sistem as para o bte ne r radiografías en fo rm a to digital, la radiografía digital indirecta (CR) y la directa (DR).

üb.:3. R adiología digital indirecta o c o m p u ta riza d a La radiografía convencional supone más o m enos un 75 % de la activi­ dad de un servicio de radiología, de ahí la importancia de la digitalización y sustitución de la película radiográfica. El sistem a más utilizado para la digitalización de las radiografías es la llamada "radiografía com pu ta­ rizada" (CR), que utiliza la im a g in g p ía te (IP).

üb.=3.l. La image píate La ¡mage píate (IP) está situada en el interior de un chasis de tamaño estándar. Cuando la radiación atraviesa la parte anatómica seleccionada, reacciona con la IP form ando la im agen latente. Esta imagen es escaneada en una digitalizadora por un láser que esti­ mula la IP, la cual reacciona devolviendo la energía acumulada en forma

Procesado y tratamiento de la imagen en radiología convencional

de iuz ultravioleta. Esta em isión es convertida en señales electrónicas mediante un tubo fotom ultiplicador. Las señales electrónicas son reconstruidas por un ordenador y converti­

transformación

das en imagen visual introduciendo un procesado digital específico para

analógica en digital

cada región anatóm ica. Una vez com pletado el proceso, la imagen que

descom pone la

permanece en la IP es borrada m ediante la exposición a una luz muy potente y la placa queda preparada para su reutilización. } Ventajas del sistem a CR: I La principal ventaja del sistem a CR es que puede ser adaptado a los equipos convencionales ya e xistentes en los hospitales y ade­ más no supone ningún cam bio en los pro ced im ien tos de trabajo del personal. Tan solo es necesario cam biar los chasis por los que contienen IP, así com o instalar sus correspondientes lectores. I M ayor sensibilidad que la de los sistem as convencionales. I Am plísim a latitud, el doble de las películas convencionales. > Reducción de dosis y repetición de exploraciones gracias al amplio rango dinám ico del sistem a digital. I Reutilización, que tiene com o consecuencia un ahorro económ ico por la reducción del consum o de películas. I M anipulación a plena luz, ya que la placa IP solo es sensible a radiaciones. ) Inconvenientes del sistem a CR: > El siste m a CR tie n e una capacidad lim ita d a para re g istra r con fidelidad estructuras de dim ensiones m uy pequeñas debido a su sistem a de lectura del fósforo: el tam año m ínim o del píxel viene determ inado por el tam año del haz láser. i El desgaste de las IP: su uso co n tin u a d o puede ocasionar una degradación que provocará artefactos en la imagen. • Un mal m antenim iento de la digitalizadora o lector de las IP también puede ocasionar artefactos en la im agen, com o líneas verticales o transversales.

^•=3- In tro d u c c ió n d e lo s d a to s d el p a c ie n te , tip o d e e x a m e n , e s ta c ió n de d ia g n ó s tic o re c e p to ra y, si fu e ra n e c e s a rio , im p re s o ra .

* P o s ic io n a m ie n to d e l p a c ie n te .

* In icia liza ció n d e la m a triz d e te c to ra (1,5 s).

* E x p o s ic ió n d e l p a c ie n te al haz d e ra y o s X.

* V is u a liza d o d e la im a g e n (de 5 a 7 s d e s p u é s d e la e x p o s ic ió n ).

* V e rific a c ió n y a c e p ta c ió n d e la im a g e n o b te n id a .

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

A

La imagen

digital puede ser procesada, mejorada, almacenada,

f b . R E G IS T R O D E LA IM A G E N E N R A D IO S C O P IA La radioscopia o fluoroscopia es una técnica de im agen utilizada en medicina para obtener im ágenes en tiem po real de las estructuras inter­ nas de los pacientes m ediante el uso de un fluoroscopio.

transmitida y perm ite utilizar técnicas de diagnóstico asistido p o r ordenador.

Los prim eros fluoroscopios consistían en situar al paciente entre el haz de rayos X y una pantalla fluorescente. Posteriorm ente, con el diseño del intensificador de imagen, se consiguió aum entar el contraste y los detalles m ientras se reducía la dosis recibida por los pacientes y ope­ radores a unas 40 veces menos. Con la introducción de una cámara de vídeo se consiguió que las im ágenes fueran visualizadas en un monitor de televisión y grabadas, lo que perm itió que el radiólogo estuviera fuera de la sala de radioscopia. La radioscopia se utiliza sobre todo en radiología vascular, para proce­ d im ie n to s in terven cio nista s, en quirófanos y para e stu d io s del tubo digestivo m ediante contrastes de bario.

Ed .I. El Intensificador d e im agen

(Figura 22 )

Es un tu b o de cristal co nte nido en una coraza m etá­ lica. D entro de e ste tub o de cristal hay una p an talla flu o re sc e n te de e n tra d a que co n v ie rte los foto n e s de rayos X en fo to n e s de luz v is ib le , que a su vez chocan con el fo to c á to d o , que e m ite e le c tro n e s en cantidad p ro po rcio n al a la luz in cid e n te . E stos elec­ tro n e s son focalizados m e diante len tes e le c tro s tá ­ ticas hacia una p a n ta lla flu o re sc e n te de salida que e m ite fo to n e s de luz en un n úm ero mayor, de unas 50 ve ce s en re la ció n a la pantalla flu o re s c e n te de entrada (Figura 23). La imagen form ada en la pantalla flu oresce n te de sali­ da puede ser registrada g rá ficam en te m e d ian te una cámara unida a un circuito cerrado de televisión y ser observada en tie m p o real en un m o n itor de televisión. A ctualm ente existen tam bién equipos de radiología de radioscopia digital cuyo m ecanism o es el m ism o utili­ zado en el convencional. La única diferencia es que la señal de televisión se digitaliza y se envía a la consola Figura 22 . Telemando con intensificador de imagen.

del operador, donde se m uestra en tie m p o real.

Procesado y tratamiento de la imagen en radiología convencional

Figura 23. Esquema de un intensificador de imagen.

Algunos equipos de radiología digital directa equipados con paneles planos pueden producir varias im ágenes por segundo, haciendo la fun ­ ción del intensificador de imagen y perm itiendo por tanto la exploración radioscòpica.

éd . cE.

C a ra c te rís tic a s d e la im ag en rad io scò p ica

I La resolución es unas diez veces m enor que la de la imagen radio­ gráfica. Ì El contraste es inferior al de la imagen radiográfica. 1 La persistencia de la im agen radioscò­ pica tras el cese de em isión de rayos X se m antiene durante un breve instante.

jJjJiJlJ * El brillo o luminosidad de la imagen puede modificarse mediante el control autom á­

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tico de ganancia, que produce una varia­ ción de los valores de exposición, el KV y el mA, aum entando o dism inuyendo la dosis recibida por el paciente en función del aumento o la disminución del control automático de ganancia (Figura 24). * Un m inuto de radioscopia de tórax pue­ de llegar a equivaler a 50 radiografías de tórax.

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Figura 24. Consola de radioscopia.

A\

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

Éb.=3. P ro ced im ien to d e trab ajo en rad io sco p ia La naturaleza de los trabajos en radioscopia hace necesarias algunas norm as de protección radiológica específicas: RECUERDA QUE

Además de tener una calidad de imagen inferior a la radiografía, la radioscopia aumenta la dosis de radiación que recibe el paciente.

I El pedal de radioscopia debe ser del tipo "hom bre m u e rto ", es decir, solo hay em isión de rayos X m ientras se m antiene pulsado. I En el in terior de la sala so la m en te puede perm anecer el personal im p re scin d ib le , que adem ás debe ir d e b id a m en te p ro te g id o con delantal plom ado de al m enos 0,25 mm de plomo. I Se debe utilizar alto kilovoltaje y bajo miliamperaje. 1 El tie m p o de radioscopia debe ser reducido al m ínim o indispensa­ ble, por lo tanto no debe ser utilizada para centrar, para prelocalizar ni m ientras se dan in stru ccion e s o el paciente está cam biando de postura. I El equipo debe disponer de un reloj con aviso acústico a los 5 m inutos de utilización y que no se detenga hasta que el contador se vuelva a poner a 0 por parte del operador. Este reloj servirá de contador total a lo largo de la jornada.

“7 . F A C T O R E S Q U E C O N D IC IO N A N LA C A L ID A D D E LA IM A G E N R A D IO G R Á F IC A Los procesos im plicados en la obtención de una im agen radiográfica determ inan la calidad de la imagen diagnóstica, tanto en radiología ana­ lógica com o digital.

A

Todo proceso radiográfico debe estar encam inado a p ro po rcio n ar la m ejor calidad de detalle posible en la imagen radiográfica. Una radio­

El tiempo de

radioscopia debe ser reducido al mínimo indispensable.

grafía contiene un co njun to de estructuras y órganos representados en diversas tonalidades de grises y delim itados por unos co nto rn os o perfiles. Cuando los bordes entre estructuras anatóm icas de interés están claros y bien d e lim ita d o s (n itid e z) y cuando las d ife re n c ia s de densidades o tonalidades de grises entre estas e stru c tu ra s son su ficie nte s para que se puedan distin gu ir con facilidad en la película

Procesado y tratamiento de la imagen en radiología convencional

que im presionan (contraste), se dice que la radiografía tie ne buena definición o calidad.

A

La radioscopia

es una técnica

"7.1. N itidez

utilizada para tom ar imágenes en tiempo

N itid ez y d efinición son té rm in o s equ iva le nte s y son opuestos a la borrosidad. Existen varios tipos de borrosidad:

real. Se deben seguir las normas de

1 Borrosidad geom étrica: se debe a que el foco de rayos X es extenso

protección radiológica

y no un punto de dim ensiones infinitesim ales. Su extensión provoca

especiales cuando se

la proyección de penumbras que deterioran los bordes de la imagen.

emplea esta técnica.

Este tipo de borrosidad depende del tam año físico del foco óptico del tubo, de la distancia foco-objeto y de la distancia del objeto a la película. I Borrosidad interna: es la propia del sistem a de form ación de ima­ gen. Tiene varias causas íntim am ente relacionadas entre sí: películas, pantallas de refuerzo y el contacto íntim o entre ellas. Esta borrosidad proviene del carácter d ifuso de la luz de e m isió n de las pantallas sobre la película. La manera de evitarla es elegir co rre ctam en te la combinación película-pantalla de refuerzo adecuada a la anatomía que querem os radiografiar. I Borrosidad cinética: es la producida por m o vim ie n to s del propio paciente. Estos pueden ser incontrolables, com o los cardiacos, diges­ tivos y las convulsiones, o controlables, com o los respiratorios o los del cuerpo y las extrem idades. Para reducir el e fe cto de los m o vim ien tos incontrolables es necesario realizar las exploraciones con tie m p os de exposición más cortos. Para ello se utilizan focos gruesos, ya que perm iten increm entar la intensidad de radiación (mA). Para evitar los m ovim ientos controlables, la persuasión y la información adecuada al paciente eliminan eficazm ente esos m ovim ientos durante los breves segundos que dura el acto radiográfico. Los factores que contribuyen a la nitidez son los siguientes:

A

Todo proceso

radiográfico debe estar encaminado a

* Tamaño del punto focal: un punto focal de m enor tam año se asocia a mayor nitidez. * Distancia foco-película: a m ayor distancia foco-película m ejor defi­ nición. Este facto r puede com pensar total o parcialm ente el efecto de las dim ensiones del punto focal.

proporcionar la mejor calidad de detalle posible en la imagen radiográfica.

✓

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

1 Distancia paciente-película: la parte anatómica que se desea estu­ diar debe estar lo más cerca posible de la película, para evitar el efecto de la radiación dispersa y de la penumbra geom étrica sobre la calidad de la imagen. I Pantallas intensificadoras: estos dispositivos reducen la nitidez, aun­ RECUERDA QUE

La nitidez de la imagen mejora con punto focal pequeño, tiempo de exposición corto y distancia focopelícula larga.

que sin ellas se pierde contraste. Por ello, al realizar radiografías sin pantalla intensificadora o sin parrilla antidifusora es necesario utilizar pantallas lentas, con las que la definición es mejor. Siempre es impor­ tante asegurar que las pantallas y la película estén en íntim o contacto, de lo contrario se produce un incremento en la borrosidad de la imagen.

~7.cH. C o n tra s te El contraste es la capacidad de diferenciar las distintas densidades ópti­ cas, desde el blanco hasta el negro pasando por una escala de grises. El peor enem igo del contraste es la radiación dispersa. El contraste de la im agen de radiación depende del co n traste inhe­ rente de la región que se va a radiografiar. No es lo m ism o obtener una radiografía de una rodilla, en la que los rayos X han de atravesar hueso y partes blandas (piel, tendones, m úsculos, etc.), que una radiografía de mama, en la que todo es densidad grasa o agua. En el prim er caso la diferencia de absorción entre el hueso y el tejido blando produce un contraste m ucho m ayor que en el segundo. El co n tra ste Inherente puede ser m o d ificad o m ediante la adm inistración de un m edio de con­ traste positivo o negativo. El contraste positivo es aquel que absorbe mayor cantidad de radia­ ción que el m edio circundante. Para ello se uti­ lizan elem entos de alto núm ero atóm ico, como el yodo (Z = 53) o el bario (Z = 56) (Figura 25). El contraste negativo puede ser gas o aire, cuya absorción de radiación es baja. Los factores que contribuyen al con traste de una imagen radiográfica son los siguientes: 1 El kilovoltaje. El mayor contraste se obtiene en la región del espectro de rayos X en la que predomina el efecto fotoeléctrico, a energías bajas. Así pues, el contraste aum enta al dis­ m in u ir el kilovoltaje del tu b o y d ism in u ye al Figura 25. Radiografía con contraste de bario.

aum entar este (Figura 26).

Procesado y tratamiento de la imagen en radiología convencional

1 El contraste de la película. Una película de alto contraste amplifica el contraste inherente, siempre y cuando se utilicen un bajo kilovoltaje y el mlliamperaje adecuado para conseguir la densidad útil para el diagnós­ tico. Un ejem plo se encuentra en la mamografía, para la cual se utiliza una película de alto contraste en combinación con un bajo kilovoltaje. I La radiación dispersa. Es la peor enemiga del contraste, puesto que aumenta la densidad sin aportar información. Existen diversas maneras de reducirla o evitarla: dism inuyendo el volum en del cuerpo irradiado (utilizar bandas de com presión y colimar al m áxim o la zona que se va a radiografiar), evitar kilovoltajes altos o utilizar la parrilla antidifusora. í Variaciones debidas al revelado. El m aterial radiográfico no debe estar caducado, el revelador no debe estar contam inado por el fija­ dor, el tie m p o de revelado debe ser el indicado y la tem peratura de revelado tiene que ser la adecuada. * E! n e g a to s c o p io . Un buen negatoscopio debe dar una ilum inación hom ogénea y brillante. Su intensidad debe ser de 5.000 lux o bien 1.600 candelas/m z. Cuando un flu oresce n te se estropea se han de cambiar todos. * Sala de lectura. Debe ser un recinto tranquilo, relativam ente aislado y discretam ente iluminado.

RECUERDA QUE

El contraste depende de factores anatómicos y de factores relacionados con las características del disparo de rayos X y del revelado.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

8 .

C A U S A S M Á S F R E C U E N T E S P A R A LA R E P E T IC IÓ N D E LA S R A D IO G R A F ÍA S

Las principales causas de repetición o no aceptación de imágenes radio­ gráficas, por orden de incidencia, son: RECUERDA QUE

La sobreexposición y la subexposición son las causas más frecuentes de repetición de radiografías analógicas, mientras que en la técnica digital la causa más frecuente es el error de posicionamiento.

I Sobreexposición y subexposición por error en la estim ación de la distancia foco-película, o por corrección de la corpulencia del paciente mal calculada (Figura 27). 1 Errores de posicionam iento por imágenes mal centradas, una inco­ rrecta colimación, así com o un mal em plazam iento de la parrilla antidifusora. ) Borrosidades por m ovim ientos voluntarios o involuntarios del pacien­ te, com o im ágenes respiradas o producidas por un tie m p o de expo­ sición largo. I A rtefactos producidos por algún defecto de la película o por las pan­ tallas de refuerzo por su constante uso y deficiente m a n te nim iento o conservación. O bjetos m etálicos que haya podido olvidarse de retirar el paciente (cadena del cuello, etc.) (Figura 28). 1 Velos de luz, d eficien te alm acenam iento de la película o fecha de caducidad excedida.

Figura 27. Imagen con subexposición.

Procesado y tratamiento de la imagen en radiología convencional

) Defectos de procesado por un baño oxidado o por rodillos sucios, así com o por suciedad en los deflectores. I Varios, por exposiciones m ú ltip le s o por velos de radiación difusa sobre los chasis fuera del tiem po de exposición (Figura 29).

Figura 28. Imagen con artefactos.

Figura 29. Imagen con defectos del lector óptico.

R E rbU M E N y

La calidad del diagnóstico por imagen radiológica incluye diversos parámetros que deben ser optimizados. En este capítulo ha sido ex­ plicada la importancia de un correcto etiquetad o, revelado o d ig ítalización y registro de las placas radiográficas.

/

También se ha sensibilizado al alumno respecto a la protección r a ­ diológica del pacien te ta n to en radiografía como en radioscopia,

describiendo procedimientos para e vita r la repetición de placas o reducir los tiempos de radioscopia. Se han descrito los d ife ren te s tipos de d e te cto res de la imagen radiográfica y sus funcionamien­ tos, desde las clásicas placas analógicas de emulsión química hasta las modernas placas IP de imagen digitalizada. \

FUNDAMENTOS FISICOS Y EQUIPOS

G L O S A R I O Base (de la película): soporte de la emulsión sensible co m p ue sto de un poliéster casi transparente. Borrosidad cinética: es aquella que depende del m ovim iento, volun­ tario o no, del paciente y del tie m p o de exposición. Borrosidad de la im agen: falta de nitidez o definición. Bromuro: ión con carga negativa (Br) que se une al ión de plata (Ag+). Representa un gran porcentaje en los granos de la em ulsión sensible. Cadena de im agen: son los sucesivos pasos encadenados para obte­ ner una imagen radiológica. Capa fluorescente (de una pantalla de refuerzo): aquella que contiene los cristales de fósforos en suspensión con un aglutinante. C ontam inación del revelado: si el fijador se mezcla con el revelador, este últim o se contamina, aportando a la película un mayor velo y menor contraste. C o ntraste de escala corta: aquel en el que existen pocos ton o s de gris, entre el blanco y el negro. Se obtiene con bajo kilovoltaje. C ontraste de escala larga: aquel en el que existen m uchos tonos de gris entre el blanco y el negro. Se obtiene con alto kilovoltaje. C ontraste de la im agen: diferencia de densidad entre diversas zonas de una radiografía. C ontraste de una película: variabilidad del tam año de los granos de la em ulsión sensible. Una película de alto contraste am plifica el contras­ te inherente del objeto radiografiado como, por ejem plo, las películas utilizadas en mamografía. Contraste inherente: es el propio de la región radiografiada, en función del espesor, la densidad y el núm ero atóm ico. Densidad base: la propia de la película, que no es to ta lm e n te trans­ parente. D ensidad fotográfica: grado de e nn e grecim ie nto de toda o de una parte de la película.

Procesado y tratamiento de la imagen en radiología convencional

Detalle: objeto de m ínim o tam año; en la percepción del detalle inter­ vienen su contraste y nitidez. Eficiencia de conversión de las pantallas de refuerzo: porcentaje de

fotones de rayos X que el fósforo convierte en luz. Emisión espectral: tipo de luz que e m ite un determ inado fósforo den­

tro del espectro general de la luz visible. Puede ser em isión de luz azul o verde. Emulsión sensible de la película: em ulsión de granos de halogenuros

(bromuro y yoduro) de plata en gelatina que recubre la base de la pelí­ cula radiográfica, por una o las dos caras. Fluorescencia: capacidad de ciertos com puestos, denom inados habi­

tualm ente "fó s fo ro s ", de em itir instantáneam ente luz cuando son exci­ tados por los rayos X. Fósforos: nom bre genérico de ciertos co m puestos en form a de cristal que em iten luz cuando Inciden en ellos los rayos X. Grano de la em ulsión sensible de la película: m icrocristal de halogenuro de plata. Halogenuro: nom bre genérico de los iones de brom uro (Br) y yoduro (I'), ligados al ión de plata (Ag+), c o n s titu y e n te s de los granos de la emulsión sensible.

Hidroquinona: principal com puesto del revelador. Es el responsable de transform ar los iones de plata (Ag+) en plata metálica (Ag).

Hiposulfito sódico: principal com ponente del fijador. Imagen: representación radiográfica de una parte del organismo. Imagen analógica: es aquella que se crea d irectam ente sobre la pelí­ cula o la pantalla fluorescente.

Imagen digital: es aquella imagen procesada por un ordenador y que se com pone de una matriz de elem entos llamados píxeles.

Imagen latente: imagen invisible en la película expuesta, resultado de la alteración fotoquím ica de los granos de la em ulsión sensible.

Latitud de la película: rango en que se puede variar la exposición obteniendo un margen de densidad aceptable.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

Línea azul: concordancia de película normal, sensible a la luz azul, y de pantallas de refuerzo que em itan luz azul. Línea verde: concordancia de película ortocrom ática, sensible a la luz verde y a las pantallas de refuerzo que em iten luz verde. M o te a d o cuántico: estructu ra granular o moteada de la im agen. La causa es la flu ctu a ció n en el núm ero de fo to n e s abso rb id os por el sistem a de Imagen. A m enor núm ero de foto n es (bajo m iliam peraje) mayor m oteado cuántico o ruido. N itidez de la im agen: capacidad para definir un borde. Pantalla de refuerzo o intensificadoras: cartulina con una capa fluo­ rescente que captura foto n es de rayos X, los convierte en luz y trans­ m ite dicha luz a la película. Procesado de la película radiográfica: pasos sucesivos para pasar de la imagen latente a la imagen radiográfica pasando por el revelado, fijado, lavado y secado de la película. Procesadora o reveladora autom ática: equipo que procesa autom áti­ cam ente la película mediante su transporte por rodillos en los diferentes tanques de revelador, fijador, lavado y secado. Revelado: reacción química de reducción de los iones de plata (Ag+) a plata metálica (Ag). Tierras raras: elem entos que com ponen los fósfo ro s de ciertas pan­ tallas de refuerzo, com o pueden ser lutecio, talio, terbio, gadolinio, europio, tantalio, etc. Velada: se dice de la película que ha recibido luz antes o después de la exposición radiográfica. Solo se ve tras su revelado. Velo: densidad que adquiere la película virgen caducada o por exceso de tem peratura durante su alm acenam iento o por radiación ambiente. Solo se ve tras su revelado. Velocidad, rapidez o sensibilidad de una película: una película de estas características necesita m enos valores de exposición que una lenta para obtener una densidad determinada. Yoduro: ión con carga negativa (II que se une al ión de plata (Ag+)Representa un pequeño porcentaje en los granos de la em ulsión sen­ sible de una película radiográfica.

Procesado y tratamiento de la imagen en radiología convencional

f --------------------------------------------------------------------------------E J E R C IC IO S } E1. Sensibilidad: - A verigua en qué unidades se m id e la sensibilidad de una cámara fo to ­ gráfica. - Utilizando una cámara en m odo manual, realiza dos fotografías consecuti­ vas del m ism o objeto m anteniendo la velocidad de obturación y la apertura del diafragma pero variando la sensibilidad del detector: • ¿Qué diferencias observas entre las im ágenes a alta sensibilidad y las im ágenes a baja? • ¿De qué manera puedes com pensar la diferente sensibilidad para o bte ­ ner im ágenes m uy similares? - Realiza diferentes fotografías con com binaciones distintas de velocidad de obturación y sensibilidades. ¿Podrías llegar a alguna conclusión sobre la relación entre la velocidad y la sensibilidad? ) E2. Borrosidad cinética: - Utiliza una cámara fotográfica en m odo manual para realizar dos fotografías m anteniendo apertura y sensibilidad de la cámara: pide a un com pañero que se desplace cam inando por delante de la cámara y tom a una fotografía a velocidad de obturación baja (1/30 o inferior) y otra a velocidad m uy alta (1/200 o superior). - ¿Qué diferencias observas entre ambas fotografías? - ¿Cómo puedes reducir el e fe cto de los m ovim ientos del paciente al realizar una radiografía? - ¿Puedes relacionarlo tam bién con la sensibilidad de la película?

1 E3. Contraste: - Abre un archivo que contenga una fotografía en un programa inform ático de tratam iento de im ágenes (Paint, Pow erpoint, Photoshop, etc.) y con­ viértela a form a to m onocrom o (blanco y negro) para asemejarla a una ra­ diografía. - Increm enta el contraste. ¿Cómo cambia la fotografía? - D ism inuye el contraste. ¿Qué cam bios suceden? - ¿Qué ocurre si llevas el contraste a cero? ¿Podrías relacionarlo con el con­ cepto de contraste?

í E4. Efectos de la digitalización. Para este ejercicio necesitarás un escáner d igitalizador o una cám ara fotográfica y una lupa: - Escribe una palabra a mano en un papel. - Obsérvala con la lupa.

FUNDAMENTOS FÍSICOS Y EQUIPOS

r - Escanea la palabra con el escáner a resolución muy baja, la m enor que perm ita el equipo. - Observa la imagen en la pantalla del ordenador, ampliándola con el control de zoom de un programa de visualización. Compárala con lo que has obser­ vado con la lupa. ¿Qué efecto tiene la digitalización? - Repite el escaneo a la m ayor resolución posible y repite el paso anterior. - ¿Qué conclusiones extraes de la comparación del escaneo a diferentes resoluciones? ¿Cuál se parece más al original?

I E5. Definición. Para este ejercicio necesitarás una hoja de papel m ilim e tra do y un escáner o cám ara fotográfica: - Escanea el papel m ilim etrado a la m enor resolución posible. - Visualiza el archivo en un programa inform ático com o por ejem plo M icro­ s o ft Paint. - A um enta la imagen hasta que veas los cuadrados de los píxeles. - Cuenta el núm ero de cuadrados que hay en 1 m ilím etro y calcula el núm ero de píxeles por m ilím etro y por pulgada. - Repite los pasos a una resolución mayor. - Compara los resultados a diferentes resoluciones. - ¿Podrías llegar a alguna conclusión sobre la importancia de la resolución del d ete ctor en diagnóstico por la imagen?

E V A LU A T E T U M IS M O 1 . ¿De qué está com puesta la em ulsión de una película radiográfica?: □ a) De base y em ulsión. □ b) De halogenuros de plata. □ c) De halogenuros de plata y gelatina. □ d) De poliéster y colorante azul. 2 . ¿Dónde encontram os la partícula sensitiva?: □ a) Dentro de la estructura de cristales de halogenuros de plata de una película radiográfica, com o contam inante químico. □ b) D entro de la base que form a parte de la estructura de las películas radio­ gráficas.

Procesado y tratamiento de la imagen en radiología convencional

□ c) Dentro de la em ulsión de la película radiográfica. □ d) Las respuestas a y c son correctas. 3 . ¿Cuáles son las características que definen una película radiográfica?: □ a) Contraste, sensibilidad, latitud, nitidez y flexibilidad. □ b) Contraste, sensibilidad, latitud, nitidez y espectro. □ c) Contraste, sensibilidad, latitud, nitidez y resistencia □ d) Todas las respuestas anteriores son ciertas.

4. Acaba la frase: "El proceso de re ve lad o ...": □ a) A m plifica la imagen latente. □ b) Transforma el ión de A g +, Ag m etálica. □ c) No altera los cristales que no han sido irradiados. □ d) Todas las respuestas anteriores son correctas. 5. ¿De qué está com puesto el líquido fijador?: □ a) Hidroquinona + un álcali + preservador + antivelo. □ b) H iposulfito sódico + un endurecedor. □ c) Hidroquinona + hiposulfito sódico + endurecedor. □ d) Ninguna respuesta es correcta. 6. ¿Cuál es la función de una pantalla de refuerzo?: □ a) Capturar la energía de los fotones. □ b) C onvertir la energía de radiación en luz visible. □ c) Transm itir la luz visible a la película radiográfica. □ d) Todas las respuestas son correctas. 7. ¿Cuál de estas afirm aciones es correcta?: □ a) El tam año de los halogenuros de plata de una pantalla intensificadora de­ term ina su poder de resolución. □ b) El tam año de los cristales de fó sfo ro determ ina el poder de resolución de una pantalla de refuerzo o intensificadora. □ c) El tam año de los halogenuros de plata determ ina la velocidad de la panta­ lla de refuerzo. □ d) El tam año de los cristales de fó sfo ro de una pantalla intensificadora deter­ mina el velo. 8. ¿En qué tip o de exploración radiológica utilizarem os una pantalla de baja velocidad?: □ a) Radiología convencional. □ b) Radiología digestiva y en equipos portátiles.

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r

□ c) Radiología mamográfica. □ d) Radiología de extrem idades inferiores y columna total. 9.

Escoge las palabras que form arían esta frase: "D entro de los chasis u tili­ zados en la radiología digital indirecta o CR se sustituye l a _____________ por una_____________ □ a) Pantalla de refuerzo-película radiográfica. □ b) Película radiográfica-lámina de m em oria doblem ente estim ulable. □ c) Película radiográfica-pantalla de refuerzo. □ d) Lámina de m em oria doblem ente estimulable-película radiográfica.

10.

¿Dónde se realiza la doble estim ulación de los fósforos de la lám ina de m em oria o IP?:

11.

□

a) En

la

reveladora de luz día.

□

b) En

el

cuarto oscuro.

□

c) En

el

equipo de lectura o digitalizadora.

□

d) En

el

m ism o aparato de rayos X.

¿A qué denom inam os "tierras raras"?: □ a) Al principal com ponente del líquido revelador. □ b) A los halogenuros de plata de la película radiográfica. □ c) A los fósfo ro s que com ponen las pantallas de refuerzo. □ d) A los fósfo ro s que com ponen la láminas de m em oria o IP.

1 2. ¿Qué factores influyen en el m oteado cuántico o ruido?: □ a) El tie m p o de exposición. □ b) El núm ero de fotones absorbidos por el sistem a de imagen. □ c) El m o vim ien to involuntario del paciente. □ d) El revelado de la película.