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FUNDAMENTOS FISICOS DE LA DETECCION DE...
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FUNDAMENTOS Y TECNOLOGIAS
EN IMÁGENES DIAGNOSTICAS
GRUPO DE FISICA MEDICA
DEPARTAMENTO DE FISICA
FUNDAMENTOS FISICOS DE LA
DETECCION DE RADIACION EN
IMAGINOLOGIA MEDICA
HECTOR CASTRO, PhD
Profesor Asociado
FUNDAMENTOS Y TECNOLOGIAS
EN IMÁGENES DIAGNOSTICAS
GRUPO DE FISICA MEDICA
DEPARTAMENTO DE FISICA
INDICE
I. ASPECTOS FISICOS
A. DETECTORES DE RADIACION
1. FUNDAMENTOS Y DEFINICION
2. RESUMEN HISTORICO
3. CLASIFICACION
4. PRINCIPIOS DE FUNCIONAMIENTO
- PELICULA FOTOGRAFICA
- DETECTORES GASEOSOS
- CENTELLADORES
- DETECTORES SEMICONDUCTORES
B. INTERACCION RADIACION MATERIA
1. DISPERSION DE RAYLEIGH
2. EFECTO FOTOELECTRICO
3. EFECTO COMPTON
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INDICE II. ASPECTOS CLINICOS
1. REQUISITOS BASICOS EN RADIOLOGIA
2. RADIOLOGIA CONVENCIONAL
3. RADIOLOGIA DENTAL
4. TOMOGRAFIA COMPUTARIZADA (CT)
5. GAMMAGRAFIA
6. TOMOGRAFIA POR EMISION DE MONO-FOTON (SPECT)
7. TOMOGRAFIA POR EMISION DE POSITRONES (PET)
III. NUEVOS DETECTORES
1. REQUISITOS DE NUEVOS DETECTORES
2. SiPM
3. MEDIPIX
4. GEM
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I. ASPECTOS FISICOS
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A. DETECTORES DE RADIACIÓN
1. DEFINICION Y FUNDAMENTOS
2. CLASIFICACION
3. RESUMEN HISTORICO
4. PRINCIPIOS DE FUNCIONAMIENTO
- PELICULA FOTOGRAFICA
- DETECTORES GASEOSOS
- CENTELLADORES
- DETECTORES SEMICONDUCTORES
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EL OJO HUMANO COMO DETECTOR DE LUZ
FUENTE
DETECTOR
OBJETO
1. Captura de la radiación
2. Conversión en señal eléctrica
3. Transmisión de la señal al cerebro
4. Formación/interpretación/de la
imagen
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PROCESO DE FORMACION DE
IMÁGENES DIAGNOSTICAS DETECTOR
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En los detectores se usan las interacciones entre la radiación y
la materia para medir propiedades de la radiación
1. DEFINICION Y FUNDAMENTOS
MATERIA
INTERACCIONES
- No interacción
- Dispersión
- Absorción
RADIACION
fotones y partículas
MEDICION
EFECTOS
- físicos
- químicos
- electrónicos
- ópticos
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- Sensibilidad: S = dVo /dIi Cambio en la respuesta para un cambio en la
intensidad de radiación.
- Respuesta: Vo(E) Respuesta útil para radiación incidente, con energía E
- Función respuesta: Espectro de amplitud de respuesta para radiación
mono-energética (respuesta al impulso).
- Resolución
• Energética: DE/E Mínima variación de energía distinguible (FWHM)
• Temporal: Tiempo de respuesta, tiempo muerto, tiempo de subida y de caída
• Espacial: Dx mínimo tamaño de detalle que se logra resolver. Función de
transferencia de modulación. Se mide en líneas/mm.
CARACTERISTICAS
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CARACTERISTICAS
- Eficiencia: (Nd / Ns)×100 % de fotones contados del total emitido por la
fuente. Eficiencia absoluta (geométrica) e intrínseca.
- Rango dinámico: Rango (de intensidad) útil de detección, desde umbral
mínimo hasta saturación. En películas curva de densidad óptica vs. dosis.
- Ruido: Mínimo nivel detectable debido a variabilidad intrínseca de la señal
(granularidad, ruido electrónico, cuántico, etc.). Relación Señal a Ruido (SNR).
- Contraste: CR = (Io-Ib)/(Io+Ib) habilidad de distinguir estructuras cercanas
con m similares, o un objeto respecto al fondo. Número tonos de gris entre blanco y
negro. En imagen digital ~ número de bits o profundidad.
- Imagen de bajo contraste muchos tonos de gris bordes suaves
- Imagen de alto contraste pocos tonos de gris bordes abruptos
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CARACTERISTICAS . Eficiencia: (Nd / Ns)×100 % de fotones contados del total emitido por la
fuente. Eficiencia absoluta (geométrica) e intrínseca.
- Rango dinámico: Rango (de intensidad) útil de detección, desde umbral
mínimo hasta saturación. En películas curva de densidad óptica vs. dosis.
- Ruido: Mínimo nivel detectable debido a variabilidad intrínseca de la señal
(granularidad, ruido electrónico, cuántico, etc.). Relación Señal a Ruido (SNR).
- Contraste: CR = (Io-Ib)/(Io+Ib) habilidad de distinguir estructuras cercanas
con m similares, o un objeto respecto al fondo. Número tonos de gris entre blanco y
negro. En imagen digital ~ número de bits o profundidad.
- Imagen de bajo contraste muchos tonos de gris bordes suaves
- Imagen de alto contraste pocos tonos de gris bordes abruptos
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2. CLASIFICACION
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2. CLASIFICACION
A. GASEOSOS • Geiger Müller
• Contador Proporcional
• Cámara de ionización
C. SOLIDOS
• Centelladores
• Termoluminiscentes
• Ópticamente estimulados
• Semiconductores
• Películas fotográficas
B. LIQUIDOS • LHe, LAr, etc.
POR EL TIPO DE MATERIAL SENSIBLE
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3. RESUMEN HISTORICO FOTOGRAFIA DE RAYOS-X (W. Roentgen 1895) AgBr, barato, alta resolución
DOSIMETRIA FOTOGRAFICA (1942), desarrollo de nuevas emulsiones
CENTELLADORES ZnS (1930). + fotomultiplicador (1940).
DETECTORES GASEOSOS (1900-1950) uso en laboratorio, baratos, lentos. Cámara de ionización (1900) Contador Proporcional Contador Geiger-Muller (1908)
DETECTORES SEMICONDUCTORES (1960) Si, Ge
CAMARA DE MULTIALAMBRE (Charpak, 1968) señal eléctrica digitalizable DETECTORES DE MICRO-PATRON: (1990) RPC´s, GEM, Mmesh. Potenciados por nuevas técnicas de microelectrónica y micromecánica.
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1960
1940
1950
1930
1900
DETECTORES EN ALTAS ENERGIAS
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DETECTORES EN MEDICINA NUCLEAR
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4. PRINCIPIOS DE
FUNCIONAMIENTO
DE LOS DETECTORES
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PELICULA FOTOGRAFICA
PRIMER DETECTOR DE RADIACION
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Emulsión ~ 10 mm
Base ~ 150 mm
Recubrimiento ~ 1 mm
Recubrimiento: papel o plástico
Emulsión: gel de cristales microscópicos (mm) de haluros de plata (AgBr, AgI)
Base: película delgada de poliéster o acetato de celulosa
PRINCIPIO DE FUNCIONAMIENTO
PELICULA FOTOGRAFICA
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PELICULA FOTOGRAFICA
PRINCIPIO DE FUNCIONAMIENTO
1. Exposición-activación
- Radiación incidente (hn) crea imagen latente (invisible) por reacción química.
- La energía causa disociación del AgBr liberando un electrón:
hn
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2. Revelado: creación de imagen visible, por reacción química.
Electrones liberados por liquido revelador neutralizan iones de Ag,
localmente donde hubo radiación. Los granos de Ag (metálica) son
visibles (negros).
PELICULA FOTOGRAFICA
PRINCIPIO DE FUNCIONAMIENTO
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PELICULA FOTOGRAFICA EXPOSICION Y CONTRASTE
CONTRASTE DE EXPOSICION Y CONTRASTE DE LA PELÍCULA
EXPOSICION
RELATIVA
DENSIDAD
OPTICA (DO)
CONTRASTE DE
EXPOSICION:
Ce = E2-E1
CONTRASTE DE
LA PELICULA:
C = DO2-DO1
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PELICULA FOTOGRAFICA
CURVA CARACTERISTICA
Respuesta = Densidad óptica
(DO)
Sensibilidad (S) = D(DO)/D(E)
(pendiente de la curva)
Contraste: C = a × S
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PELICULA FOTOGRAFICA
CURVA DE CONTRASTE
Latitud = Rango útil
Contraste ~ derivada
Factor de contraste = C /Ce
Contraste de exposición = Ce
Contraste de la película = C
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CARACTERISTICAS
PELICULA FOTOGRAFICA
VENTAJAS • Resolución espacial buena (~ 1 mm)
• Costo moderado
• Información permanente (después de lectura)
• Respuesta acumulativa
• Respuesta calibrable (con intensidad, dosis, energía)
DESVENTAJAS
• Lectura / medición posterior (después de revelado)
• No reutilizables
• Información no digital (se puede digitalizar con densitómetro)
• Respuesta lenta
• Almacenamiento (apilamiento + ambiente fresco)
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RADIOGRAFIA COMPUTADA CONVERSION DE RX EN LUZ VISIBLE
SE REQUIERE CONVERTIR LOS RX EN LUZ VISIBLE PARA PODER DETECTARLOS CON EL CCD
DETECCION
- FOTODIODOS
- PM ARRAY
- CCD
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RADIOGRAFIA DIGITAL (RD)
DETECCION DIRECTA DE RX Y FORMACION DE
IMAGEN
DETECCION
- FOTODIODOS
- CENTELLADORES
- FOTOTRANSISTORES
(MOSFET, CMOS)
- CCD
- ETC.
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DETECTORES GASEOSOS
PRINCIPIO DE FUNCIONAMIENTO
1. Radiación incidente ioniza gas
2. Separación de iones (+ y -) por campo E
3. Difusión de cargas hacia electrodos
4. Formación de pulso (señal) eléctrico
5. Procesamiento electrónico de la señal
6. Reconstrucción de imagen por software
7. Presentación y manejo de imagen
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DETECTORES GASEOSOS
IMAGINOLOGÍA
Contador proporcional
DQ = aE
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DETECTORES GASEOSOS
CURVA CARACTERISTICA DE UNA CAMARA PROPORCIONAL
INTENSIDAD DE LA RADIACION O DOSIS ~ E
DQ
-C
AR
GA
CO
LE
CT
AD
A O
AM
PL
ITU
D D
E R
ES
PU
ES
TA
RESPUESTA LINEAL CON
AMPLIO RANGO DINAMICO
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DETECTORES GASEOSOS
CAMARA PROPORCIONAL DE MULTI-ALAMBRES - 1968 - Primer detector gaseoso útil para imaginología
- Aplicaciones en radiología
- Resolución espacial ~ 300 mm
- Resolución temporal ~ 1 ms
- Bajo costo – grandes áreas
- Respuesta electrónica
- Formación de imagen por computador
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RX
MWPC
MONITOR
F. SAULI
CERN-PPE/94- 196
DETECTORES GASEOSOS
USO MEDICO DE LA CAMARA DE MULTIALAMBRES -1990
DETECTORES GASEOSOS CAMARA PROPORCIONAL DE MULTI-ALAMBRES
IMAGEN DE UN RATON CON UNA
MWPC - XX
DETECTORES GASEOSOS CAMARA PROPORCIONAL DE MULTI-ALAMBRES
DETECTORES GASEOSOS CAMARA PROPORCIONAL DE MULTI-ALAMBRES
DETECTORES GASEOSOS CAMARA PROPORCIONAL DE MULTI-ALAMBRES
DETECTORES GASEOSOS GAS MULTIPLICADOR DE ELECTRONES - GEM
DETECTORES GASEOSOS GAS MULTIPLICADOR DE ELECTRONES - GEM
DETECTORES GASEOSOS
DIVERSAS MODALIDADES DE IMAGINOLOGIA
CENTELLADOR y
FOTOMULTIPLICADOR
CENTELLADORES
- Primer Centellador: Crookes 1903. ZnS. Conteo al ojo, con lupa.
- Mejorado por: Rutherford, usado hasta 1930.
- Nuevos materiales centelladores: 1947 -1948
- 6 tipos de material centellador: cristales organicos, liquidos organicos, plasticos, cristales
inorganicos, gases y vidrios.
- Los dos mas usados en física de altas energía y nucear:
Bi4Ge3O12 (BGO), Germanato de Bismuto. Alto Z y eficiencia para detección de rayos g.
BaF2, Fluoruro de Bario.
- Cristales Inorganicos:
Nal (Tl), Yoduro de sodio. Tl es impureza activadora.
CsI (Tl) Yoduro de cesio. Menos comun que el anterior.
- Otros: CsF2, CsI (Na), KI (T1), LiI(Eu), ZnS(Ag), ZnO(Ga), CaW04 and CdW04.
FOTOMULTIPLICADOR
15 cm
3 cm
TUBO FOTOMULTIPLICADOR
Desarrollado en1935: por V. Zworykin, G. Ashmun, L. Malter, RCA - USA.
ESQUEMA DE FUNCIONAMIENTO
CENTELLADOR y
FOTOMULTIPLICADOR
- Desarrollo en 1944: Curran y Baker unieron el centellador y tubo
fotomultiplicador.
- El centellador mas comun es Nal (yoduro de sodio)
Estado base electrónico Electrones excitados regresan al estado base,
emitiendo luz visible, por fluorescencia (Dt ~ 0), o
fosforescencia (Dt > 0).
Electrones excitados a
niveles de energía
superiors.
Absorben parte de la
energía.
CENTELLADORES
PRINCIPIO DE FUNCIONAMIENTO
Centellador plastico típico
Longitud de onda de la luz emitida
CENTELLADORES
ESPECTRO DE EMISION
PULSOS TIPICOS GENERADOS POR CENTELLADORES
Centellador plástico
5 msec / division
(mas larga escala de tiempo
para fluorescencia)
Cristal inorganico, NaI
10 nsec / division
CENTELLADORES
Mas rápido
Mas lento
Resolución energética
Sin resolución energética
CENTELLADORES
TABLA COMPARATIVA DE PROPIEDADES
CENTELLADORES
CARACTERISTICAS
VENTAJAS
• Lectura / medición inmediata (fotomultiplicador)
• Robustos – durables
• Alta resolución temporal ( 10 ns)
• Buenos como contadores (no como dosímetros!)
• Información digital (fácil integración al computador)
DESVENTAJAS • Respuesta no proporcional a la energía (excepto NaI)
• Costo elevado (excepto los plásticos y líquidos)
• Resolución espacial mala (tamaño del cristal)
• Ocupan mucho espacio (centellador + fotomultiplicador)
Se requieren fotomultiplicadores miniaturizados (SC)!
DETECTORES
SEMICONDUCTORES
Son sólidos: ~ 1000 veces mas densos que los gases menor dimensión requerida
que en los gaseosos.
Primeros detectores de estado solido:
- Contadores: 1932, Jaffe y 1945, Van Heerden.
- Detectores prácticos: finales de 1950s.
MATERIAL SENSIBLE
- Si: espectroscopia de RX de baja energía, espectroscopia de partículas cargadas y
espectroscopia de rayos b.
- Ge: iones difundidos rayos g. Buena resolución de energía.
DETECTORES SEMICONDUCTORES
DETECTORES SEMICONDUCTORES
1. Absorción de la radiación: generación de pares electrón – hueco,
por ionización, en la región sensible.
2. Recolección de cargas: con campo eléctrico interno,
mediante estructura de diodo o transistor (amplificación).
3. Generación de señal: de voltaje o de corriente, la cual es
procesada por circuito electrónico.
V
t
PRINCIPIO DE FUNCIONAMIENTO
- +
P+ N-
E
DETECTOR
- Región sensible: Zona de agotamiento (intermedia-ancha), con iones sin cargas móviles.
- Campo eléctrico intrínseco: E, formado por acumulación de cargas + y – en las zonas P y N.
- Polarización inversa: voltaje externo aplicado a la unión P-N. Refuerza campo eléctrico intrínseco y aumenta
tamaño de zona de agotamiento, aumentando zona sensible y eficiencia del detector.
- Detección: radiación atraviesa zona sensible generando pares electrón-hueco. Estos se desplazan en
direcciones opuestas debido al campo eléctrico y son colectados en los electrodos.
DETECTORES SEMICONDUCTORES
DETECTOR DE DIODO DE UNIÓN P-N
1. Absorción de radiación: por la región del substrato genera pares hueco-electron, que
generan un pulso de corriente proporcional a la energia de las partículas.
2. Recolección de carga: entre la fuente y drenaje, con efecto amplificador.
3. Tratamiento de señal: en circuito electrónico para posterior formación de la imagen.
DETECTORES SEMICONDUCTORES
DETECTOR DE TRANSISTOR - MOSFET
MOSFET:
Metal
Oxide
Field
Effect
Transistor
Los MOSFET
contienen dos
regiones de tipo n,
llamadas fuente
(source) y drenaje
(drain) y una región de
tipo p entre ambas,
llamada canal
(channel). Encima del
canal una capa
delgada de SiO2, sobre
la cual va otra capa
metálica llamada
compuerta (gate).
DETECTORES CCD
CCD
Charge
Coupled
Device
DETECTORES SEMICONDUCTORES
PRINCIPIO DE FUNCIONAMIENTO DEL CCD
DETECTORES SEMICONDUCTORES
1. Emisión de electrones: por incidencia de radiación sobre electrodo metálico
(efecto fotoeléctrico).
2. Acumulación de carga: en matriz de condensadores, proporcional a la
energía de la radiación incidente.
3. Generación de señal: El voltaje de cada condensador es proporcional a la
energía de la radiación que pasó por ese pixel. Su valor da la tonalidad de
gris correspondiente.
4. Lectura: de los pixeles, de modo secuencial, recuperando la información de
intensidad vs. posición. La resolución espacial depende del No. de pixeles
del arreglo.
CARACTERISTICAS GENERALES
DETECTORES SEMICONDUCTORES
1. Respuesta (DQ): proporcional a la energía, intensidad, dosis de la radiación
1. Alta absorción de la radiación: alta densidad de masa
2. Alta resolución espacial: fácil de realizar granulación del detector
1. Alto costo: tecnología de semiconductores.
DETECTORES DIGITALES
5. INTERACCION DE LA
RADIACION CON LA MATERIA
5. INTERACCION DE LA
RADIACION CON LA MATERIA
1. DISPERSION DE RAYLEIGH
2. EFECTO FOTOELECTRICO
3. EFECTO COMPTON
INTERACCION DE FOTONES
CON LA MATERIA
Absorción (EFE, CP)
Dispersión (EC, DR)
transmisión
Fotones
materia
INTERACCIONES BASICAS
x
Io
Io If
x
oIxI m e)(
m
Atenuación exponencial con la profundidad x
m : Coeficiente de atenuación/absorción lineal. Depende del material del blanco y
la energía de la radiación.
RX
ATENUACION EXPONENCIAL
Haz incidente Blanco:
x
DISPERSIÓN DE RAYLEIGH
HAZ INCIDENTE:
interactúa con electrones
Externos de los átomos
HAZ DISPERSADO:
Cambio de dirección
sin cambio de energía
COHERENTE
DISPERSIÓN DE RAYLEIGH
• Radiación incidente interactúa con el átomo y se dispersa
• No hay ionización de los átomos
• Fotón dispersado tiene igual energía al incidente (coherente)
• Cambia la dirección del fotón dispersado respecto al incidente
• Ocurre para Rayos X de baja energía (10 keV – 30 keV)
• Ocurre mas con átomos de Z grande
• En radiodiagnóstico, probabilidad de interacción 5%
• Ruido en imágenes diagnosticas, pero su efecto es despreciable.
EFECTO FOTOELECTRICO
2. Electrón expulsado: Fotoelectron transfiere
energia al medio.
1. Fotón incidente: interactúa con electrón interno:
Fotón absorbido y electrón
expulsado. Átomo queda
IONIZADO
3. Electrón externo ocupa
vacancia interna. Átomo emite radiación (RX),
característica, o de fluorescencia
EFECTO PREFERIDO EN IMÁGENES DIAGNOSTICAS:
1. ALTO CONTRASTE EN IMÁGENES
2. TRANSFIERE TODA LA ENERGIA DEL FOTON AL MEDIO
(DOSIS ABSORBIDA)
4. COEFICIENTE DE ATENUACION MASICO:
EFECTO FOTOELÉCTRICO
CARACTERISTICAS
@ 100 KeV - Contraste!
- Mejor a bajas energías
NUMERO ATOMICO DE ALGUNOS MATERIALES
EFECTO DE CONTRASTE
@ 50 KeV
PROBABILIDAD DE INTERACCION
Para E = 50 KeV:
TEJIDO BLANDO VS. HUESO
EFECTO COMPTON
Fotón
Electrón
Fotón disperso
1. Fotón incidente: interactúa con electrón externo
2a. Fotón dispersado: Con menor energía
2b. Electrón expulsado: Transfiere energía al medio
COEFICIENTE DE ATENUACION MASICO
NO DEPENDE DE Z !
NO DEPENDE DE E, para E < 511 KeV
~ 1/E, PARA E > 511 KeV
EFECTO COMPTON
EFECTO COMPTON
INTERACCION SIMILAR CON TEJIDO BLANDO Y HUESO
BAJO CONTRASTE EN IMÁGENES DIAGNOSTICAS!
SECCION EFICAZ DE INTERACCION
EFECTO COMPTON
CARACTERISTICAS
- Probabilidad de interacción independiente del material (z)
- Energía transferida al medio aumenta con la energía
- En tejido blando interacción dominante para energías entre 100 KeV y 10 MeV.
NO EFICAZ PARA RADIODIAGNOSTICO
- bajo o nulo contraste (independiente de z)
- Fuente de ruido (dispersión isotrópica)
- Genera radiación hacia el ambiente (radiación dispersa con paciente como fuente)
- Se elimina con: colimadores, discriminación de energía (en pet y spect),
bajas energías.
COEFICIENTE DE ABSORCION TOTAL
INTERACCIONES ESTADISTICAMENTE INDEPENDIENTES
SE SUMAN LAS PROBABILIDADES:
ComptonicoFotoelectrRayleigh mmmm T
m RT
Nomenclatura de las gráficas
COEFICIENTE DE ABSORCION TOTAL
Para tejido blando
@ 40 Kv
INTERACCIONES DOMINANTES
50-200 KeV
Z: 7-12 Tejido humano
Domina el efecto compton sobre el fotoelectrico
ZONA DE RADIOLOGIA MEDICA
: fotoelectrico
: compton
: prod. Pares
m: total
Zona de radiología
INTERACCIONES DOMINANTES
PLOMO
: fotoelectrico
: compton
: prod. Pares
m : total
Zona de radiología
INTERACCIONES DOMINANTES
COEFICIENTE DE ABSORCION TOTAL
: fotoelectrico
: compton
: prod. Pares
m : total
TEJIDO BLANDO
Zona de radiología
COEFICIENTE DE ABSORCION TOTAL
HUESO
: fotoelectrico
: compton
: prod. Pares
m : total
COEFICIENTE DE ABSORCION TOTAL
CONCLUSION
Io
I(x)
Contraste mínimo distinguible en fotografía ~ 2%
COEFICIENTE DE ABSORCION TOTAL
CONCLUSION
E (KeV) HUESO MUSCULO mh /mm
30 0.9534 0.3651 2.61
40 0.5089 0.2635 1.93
50 0.3471 0.2240 1.55
80 0.2082 0.1819 1.11
100 0.1803 0.1692 1.07
150 0.1493 0.1492 1.00
200 0.1334 0.1358 1.00
COEFICIENTE DE ABSORCION TOTAL
COEFICIENTE DE ABSORCION TOTAL
CONCLUSION
GENERACION DE RAYOS X
HV + -
ANODO
CATODO
FILAMENTO
ESPECTRO DE RAYOS X
RADIACION DE VARIAS ENERGIAS
m ~ 1/E3
FILTRADO DE RAYOS X
- Rango de energías en radiodiagnóstico: 70 – 150 KVp
- Anodo de tungsteno (W)
- Filtrado de bajas energías (< 25 KV): @ 70 KVp, 2.5 mm Al
- Filtrado de bajas energías (< 30 KV): @ 140 KVp, 3 mm Al
- Energía ideal para radiodiagnóstico (efecto fotoeléctrico): < 50
KVp
- Mayor contraste entre tejido blando y hueso:
- A mayor intensidad menor ruido y mejor contraste, pero mayor
dosis al paciente
PROPIEDADES DE LAS IMÁGENES DIAGNOSTICAS
BAJAS ENERGIAS (< 60 kV)
- Mejor contraste en el sujeto, porque m es mayor.
- Menor dispersión de Compton mayor contraste en detectores (mayor eficiencia).
Mejor resolución espacial.
- El objetivo de la radiografía es detectar alguna estructura (huesos, un organo, etc.)
comparado con el fondo, gracias a un buen contraste. Para ello un bajo Kv is
preferible.
- Mayor absorción de la radiación en el cuerpo
- Menor respuesta/señal producida en el detector
- Se reduce el cociente Señal a Ruido (SNR).
- Se debe compensar aumentando el producto I×t (mAs), lo cual implica,un aumento de
la dosis al paciente.
PROPIEDADES DE LAS IMÁGENES DIAGNOSTICAS
ALTAS ENERGIAS ( > 60 kV)
- Incremento de SNR
- Aumenta dispersión Compton el contraste se degrada, aumenta radiación dispersa.
- Con nuevos detectors trabajando en modo de conteo de fotones, gracias a su mayor
rango dinámico, sensibilidad, y menor ruido, será possible trabajar a un menor KVp,
en el cual el contraste del sujeto y del detector son maores, sin reducer el SNR.
DETECTORES ANALOGICOS VS.
DIGITALES
RANGO DINAMICO IMAGEN ANALOGICA
IMAGEN DIGITAL
III. USOS MEDICOS
ODONTOLOGIA
DETECTORES INDIRECTOS
- PSP (Photostimulable storage phosfor)
- Película fotográfica
ODONTOLOGIA
DETECTORES DIRECTOS
- CCD (Charge Coupled Device - semiconductor)
- CMOS (Complementary Metal Oxyde –transistor)
- TFT (Transistor de Película Delgada)
ODONTOLOGIA
DIGITALIZADOR DE PELICULA FOTOGRAFICA
DETECTORES
- CCD
- TFT
ODONTOLOGIA
PANORAMICA-TC
DETECTORES
- CCD
- TFT
ODONTOLOGIA
ODONTOLOGIA
TOMOGRAFIA COMPUTARIZADA (TC)
DETECTORES
• Gaseosos (Xe, 1ra y 2da generación)
• Centelladores y semiconductors
(3era y 4ta generación)
• Arreglos de detectores Multiples (centelladores y
semiconductors, 3era y 4ta generación)
DETECTORES EN CT
Gaseosos (Xe, 1ra y 2da generación)
DETECTORES EN CT
CENTELLADORES Y SEMICONDUCTORS
(3era y 4ta generación)
Detector size typically
1.0 x 15 mm (or 1.0 x
1.5 mm for multiple
detector arrays
Scintillators: CdWO4 and
yttrium and gadolinium
ceramics
ARREGLO DE DETECTORES MULTIPLE
Modulo detector para 1 corte
Modulo detector para 4 cortes
ARREGLO DE DETECTORES MULTIPLE
CENTELLADORES EN CT
Among the preferred scintillator compositions in the present generation of CT scanners are ceramic scintillators that
employ at least one of the oxides of lutetium, yttrium, and gadolinium as matrix materials
GAMMA- CAMARA
GAMMA- CAMARA
CENTELLADORES
FOTOMULTIPLICADORES
ARREGLO DE DETECTORES
TOMOGRAFIA POR EMISION DE
POSITRONES (PET)
Cristal centellador y fotomultiplicador
TOMOGRAFIA POR EMISION DE
POSITRONES (PET)
CENTELLADORES (NaI o BGO)
+
FOTOMULTIPLICADORES
TOMOGRAFIA POR EMISION DE
POSITRONES (PET)
TOMOGRAFIA POR EMISION DE
POSITRONES (PET)
1er prototipo construido:
Gordon Brownell, 1952
Physics Research Laboratory
Massachusetts General Hospital
2 centelladores de NaI
PC-II PET, 1976
Physics Research Laboratory
Massachusetts General Hospital
2 bancos de centelladores de NaI
TOMOGRAFIA POR EMISION DE
POSITRONES (PET)
PCR-I PET, 1985
Ring Detector structure
Brownell et al.
Physics Research Laboratory
Massachusetts General Hospital
Cilindro de centelladores con
pequenos fotomultiplicadores
TOMOGRAFIA POR EMISION DE
POSITRONES (PET)
DETECTORES EN EQUIPOS DE
IMAGINOLOGIA MEDICA
RADIOGRAFIA RX: Placas, digitalizadores, Multiwire
GAMMAGRAFIA: Centellador + Fotomultiplicador
PET: Centellador + Fotomultiplicador
SPECT: Centellador + Fotomultiplicador
CAMARA COMPTON: Centellador + Fotomultiplicador
DOSIMETRIA: Ionization Chamber, termoluminiscentes
RADIOTERAPIA (b, g, RX): gas, semiconductor
III. NUEVOS DETECTORES:
DE LA FISICA DE ALTAS
ENERGIAS A LA MEDICINA
- GEM (gas)
- MEDIPIX (SC)
- SiPM (SC)