TEMA 2. Caracterización de los equipos de Radiología ...

1 Fundamentos físicos y equipos

TEMA 2. Caracterización de los equipos de Radiología convencional

1. INTERACCIÓN DE PARTÍCULAS CON LA MATERIA

1.- Interacción de las partículas cargadas. Tipos de colisiones

2.- Interacción de electrones en un material de número atómico alto

2. INTERACCIÓN DE FOTONES CON LA MATERIA

2. 1.- Introducción

2. 2.- Atenuación de fotones

2. 3.- Procesos de interacción

2. 4.- Formación de la imagen radiológica

2. 5.- Número atómico efectivo

3. ESPECTRO DE EMISIÓN DE RAYOS X

3.1. – Tipos

3.2.- Factores que afectan al espectro

4. APARATO DE RAYOS X

4.1.- Visión global

4.2- Partes del tubo de rayos X

4.3.- Potencia del tubo de rayos X

4.4.- Curvas de carga

4.5.- Componentes del sistema de imagen

4.6.- Radiación dispersa

4.7.- Efecto talón

5. BIBLIOGRAFIA


1. INTERACCIÓN DE PARTICULAS CON LA MATERIA

1.1 Interacción de las partículas cargadas. Tipos de colisiones

Cuando las partículas interaccionan con la materia producen una serie de efectos que

son función del tipo de partícula (masa y carga), de su energía y del medio con el que

interacciona (en lo referente a componentes, densidad, estado físico, etc.).

Las partículas cargadas pierden su energía al interaccionar con la materia

fundamentalmente por colisiones coulombianas, esto es, colisiones debidas a la interacción de

las cargas de las partículas incidentes con las cargas de los electrones y protones de los átomos.

Fundamentalmente, estas colisiones se producen a través de tres tipos de

interacciones:

a) Colisión elástica: la partícula choca con los átomos del medio, desviándose de su

trayectoria y cediendo una cierta cantidad de energía en forma de energía

cinética. No se produce alteración atómica ni nuclear en el medio.

b) Colisión inelástica: la partícula interacciona con los electrones atómicos

transfiriendo a éstos pequeñas cantidades de energía.

La energía transferida puede provocar que el electrón atómico escape de la atracción

del núcleo produciendo la ionización del átomo, o que el electrón atómico pase a un estado

menos ligado produciéndose en este caso la excitación del átomo.


c) Colisión radiativa: la partícula cargada se "frena" o se "desvía" en su interacción

con los átomos del medio y como resultado emite ondas electromagnéticas (esta

"radiación" se conoce como radiación de frenado). Este proceso, a nivel elemental,

se produce con mayor probabilidad en las proximidades del núcleo atómico como

consecuencia de pequeñas "desviaciones" de la partícula incidente, ocasionadas

por las cargas eléctricas del núcleo.

Para obtener un haz de radiación con fotones de unos cientos de KeV,

correspondientes al espectro de los rayos X, debemos, por tanto, dar una energía a los

electrones incidentes de unos cientos de KeV. Esto se consigue sometiendo a los electrones a

una tensión de polarización de unos cientos de kV (recuerde la definición de eV).

1.3 Interacción de electrones en un medio de alto número atómico

Cuando los electrones se aceleran mediante una diferencia de potencial V adquieren

una energía cinética e·V, siendo e la carga del electrón. Por ejemplo, potenciales de aceleración

de 100 kV suministran a los electrones una energía cinética de 100 KeV. Estos electrones al

interaccionar con los átomos del ánodo producirán, fundamentalmente, excitaciones e

ionizaciones de los mismos, mediante las colisiones inelásticas. En cada una de ellas el electrón

transfiere parte de su energía al medio y modifica su dirección de movimiento (Figura 1).


En la mayoría de los casos la energía transferida en cada interacción es pequeña, de tal

forma que, por ejemplo, un electrón de 100 KeV puede experimentar hasta 1000 colisiones de

este tipo antes de ser totalmente frenado. Su energía acaba siendo depositada a lo largo de la

trayectoria, dando lugar a un aumento de la temperatura del ánodo.

En algunas de las ionizaciones, el electrón incidente golpea un electrón de una de las

capas más profundas del átomo, arrancándolo de su posición y dejando una vacante en la

capa. Esta vacante será ocupada en un plazo muy corto de tiempo (centésimas de

microsegundo) por otro electrón de una capa superior emitiéndose, como consecuencia de

esta transición, un fotón de radiación característica.

Si el electrón no tiene energía suficiente para arrancar el electrón de la capa K no se

emitirá radiación característica K. Sí podrá producirse radiación característica L, de menor

energía.

En ocasiones, el electrón incidente se aproxima tanto al núcleo de los átomos del

ánodo que interacciona electrostáticamente con el mismo. Como consecuencia de la fuerza

eléctrica ejercida, el electrón es desviado de su trayectoria experimentando una aceleración

negativa. Como partícula cargada que es, al ser frenada emite radiación electromagnética. La

repentina deceleración del electrón da lugar a la emisión de radiación electromagnética

conocida con el nombre de radiación de frenado o, por el término generalmente aceptado, de


Bremsstrahlung (del alemán Bremsung = frenado y Strahlung = radiación), de la que ya hemos

hablado.

Sucede a veces que el electrón con una energía incidente Eo puede ser frenado

totalmente en una sola colisión radiativa y, por tanto, toda su energía Eo será emitida en

forma de un único fotón. El número de colisiones de este tipo es poco frecuente y da lugar a la

parte más energética del espectro. En consecuencia, cuando bombardeamos el ánodo con

electrones de 100 KeV podemos esperar la producción de unos pocos fotones de energía 100

KeV, pero ninguno de energía superior a ésta.

Para un electrón de baja energía, las colisiones inelásticas son mucho más frecuentes

que las radiativas, de forma que electrones de 100 KeV pierden aproximadamente un 99% de

su energía por el primer mecanismo, lo que producirá un calentamiento del ánodo. Solo el 1%,

aproximadamente, será convertido en fotones de rayos X.

2. INTERACCIÓN DE FOTONES CON LA MATERIA

2.1. Introducción

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

punto de vista macroscópico, cuando un haz de fotones atraviesa un material se reduce el

número de fotones (o cantidad de energía). Desde un punto de vista microscópico veremos los

procesos elementales de interacción de los fotones con los átomos y sus distintas

probabilidades en función del número atómico y de la energía.

2.2 Atenuación de fotones

Cuando un haz de rayos X o gamma penetra en un medio material, se observa una

desaparición progresiva de los fotones que lo constituyen. Esta disminución del número de

fotones incidentes denominada atenuación, se debe a la interacción de un cierto número de

ellos con los átomos que componen 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 consume esta

energía produciendo ionizaciones de los átomos del medio. Así, parte de la energía del fotón


incidente es absorbida por el medio. Esta forma de transferencia de energía es la responsable

de los efectos biológicos que se producen en la irradiación con rayos X o gamma.

La atenuación de un haz de fotones considerada como la disminución progresiva del

número de fotones que transporta el haz se debe tanto a los procesos de absorción como a los

de dispersión.

A. Ley de atenuación

Si un haz monoenergético de fotones, de No fotones/cm2s, incide perpendicularmente

sobre un material de espesor X1 se producirá una atenuación o disminución del número de

fotones del haz que depende del tipo de material, de su espesor y de la energía de los fotones

incidentes.

Esta atenuación viene determinada por la expresión:

Donde:

No=Número de fotones incidentes

N= Número de fotones finales.

X= Espesor

µ= Constante de proporcionalidad que depende de la energía de los fotones y del tipo de material absorbente (de su número atómico y densidad). Tiene dimensiones L-1


Por tanto, un haz de fotones monoenergéticos se atenúa de forma exponencial al

atravesar un absorbente.

La expresión sólo es totalmente válida cuando se trata de:

• Fotones monoenergéticos (al integrar hemos supuesto µ constante y µ es

función de la energía de los fotones).

• Haz muy colimado, superficie transversal del haz muy pequeña.

• Espesor de absorbente muy delgado.

El coeficiente de atenuación lineal µ se suele expresar en cm-1 y en este caso el espesor

x, en el exponente de la expresión (2), se pondrá en cm. Puede ser útil en ocasiones, al igual

que ocurría con el poder de frenado, utilizar un artificio que evite la dependencia con la

densidad del medio. De esta manera, se utiliza como espesor el valor de la masa por unidad de

superficie denominado "espesor másico xm", expresado en g/cm2:

espesor másico = xm = x(cm) · ρ (g/cm3) (2)

y, en este caso, el coeficiente de atenuación a utilizar será el coeficiente de

atenuación másico µm = µ/ρ que se medirá en cm2/g y que, dado un fotón de una energía

determinada, será el mismo para cada medio independientemente de la densidad.

Para haces de espectro continuo se define la "capa hemirreductora" (CHR) como el

espesor de material que hay que interponer para reducir la exposición del haz a la mitad.


2.3. Procesos de interacción

Los fotones interaccionan con la materia fundamentalmente por tres tipos de

procesos: la interacción fotoeléctrica (IF), la interacción Compton (IC) y la creación de pares

(CP).

a) Interacción fotoeléctrica

El fotón interacciona con el átomo invirtiendo toda su energía en arrancar un electrón

que suele ser de los más ligados, y comunicarle energía cinética (Figura 4).

Si el fotón tiene energía suficiente para "arrancar" electrones de la capa K, el 80% de

sus interacciones se producen con electrones de esta capa.

El fotón desaparece y el átomo queda ionizado positivamente.

El hueco que queda en la capa K es ocupado por un electrón de una capa superior,

emitiéndose radiación característica.

El coeficiente de atenuación lineal fotoeléctrico µ(IF) o la probabilidad de que se

produzca un efecto fotoeléctrico:

❖ Disminuye rápidamente cuando aumenta la energía de los

fotones (aproximadamente como 1/E 3).


❖ Aumenta de forma importante cuando aumenta el número

atómico del blanco (proporcionalmente a Z n) (n > 3). Para

radiodiagnóstico, el efecto fotoeléctrico aumenta proporcionalmente con

Z3.

❖ Es proporcional a la densidad del medio.

La interacción fotoeléctrica es la interacción dominante a bajas energías, por debajo de

100 KeV, con tejidos biológicos.

Cuando un fotón interacciona por efecto fotoeléctrico con tejidos biológicos

prácticamente toda su energía se deposita en el medio.

b) Interacción Compton

Se trata de una interacción que se produce mayoritariamente entre el fotón y los

electrones atómicos poco ligados (los de las capas más externas).

En la interacción Compton se produce un fotón dispersado, de menor energía que el

incidente y un electrón con energía cinética prácticamente igual a la diferencia de energía

entre ambos fotones (Figura 5).

La cantidad de energía que se transfiere al electrón atómico varía con la energía del

fotón incidente, siendo más importante a medida que aumenta la energía de éste. A bajas


energías, el electrón se expulsa con muy poca energía, llevando el fotón dispersado casi toda la

energía del incidente. El fotón no desaparece. El átomo queda ionizado positivamente.

El coeficiente de atenuación lineal Compton µ(IC) o la probabilidad de que se

produzca una interacción Compton:

❖ Disminuye al aumentar la energía de los fotones (aproximadamente como

1/E).

❖ Varía poco con el número atómico del material (Z).

❖ Es proporcional a la densidad atómica del medio, (ρ).

La interacción Compton es la interacción dominante a energías intermedias, entre 100

y 1.000 KeV en tejidos biológicos.

c) Interacción de creación de pares electrón-positrón

La interacción por creación de pares consiste en la materialización del fotón en un

electrón y un positrón y sucede para energías superiores a 1,02 MeV.

2. 4. Formación de la imagen radiológica

En el intervalo de energía de los fotones utilizados en radiodiagnóstico, de 20 a 120

KeV, los procesos de interacción con materiales biológicos son los ya descritos de interacción

fotoeléctrica e interacción Compton. La primera de ellas representa la absorción total de la

energía del fotón, mientras que en la interacción Compton aparece un fotón dispersado de

energía menor o igual que la del fotón incidente por lo que sólo se produce un depósito parcial

de la energía de este.

La imagen radiológica se forma con el haz de fotones transmitido por el paciente que

alcanza el sistema de registro de la imagen. Esos fotones pueden ser bien, los fotones

primarios que han pasado a través del paciente sin interaccionar o bien, los fotones

dispersados originados en los procesos de interacción Compton en el paciente. Los fotones

primarios son los que transportan la información más útil, ya que su intensidad en cada parte

del has transmitido depende de las diferencias de absorción de los fotones incidentes

producidas en los tejidos atravesados. Así, la imagen radiológica puede considerarse una

“sombra” del objeto producida por los rayos X.


Desde el punto de vista de la formación de la imagen radiológica, el efecto

fotoeléctrico produce imágenes de excelente calidad por dos razones: en primer lugar, porque

no origina radiación dispersa y en segundo lugar porque aumenta el contraste natural entre los

distintos tejidos.

El contraste en la imagen se debe a que algunos tejidos absorben mayor número de

fotones que otros y, por tanto, aumenta cuando las diferencias de absorción en los tejidos

adyacentes son grandes. Debido a que las diferencias de absorción por efecto fotoeléctrico

dependen de la tercera potencia del número atómico, pequeñas diferencias en la composición

química de dos tejidos (diferencias en el Zef) originan importantes diferencias de absorción.

Por otra parte, la probabilidad de que un fotón sea absorbido por efecto fotoeléctrico

disminuye de forma muy importante cuando aumenta la energía de los fotones y en

consecuencia el contraste disminuye al aumentar la tensión aplicada al tubo (la tensión regula

la energía máxima de los fotones). Para obtener suficiente contraste, por ejemplo, entre la

grasa y el músculo o un parénquima glandular, es necesario usar tensiones bajas, de 25 a 30 kV

en mamografía.

Desde el punto de vista de la dosis impartida al paciente el efecto fotoeléctrico no es

deseable puesto que toda la energía del fotón incidente es absorbida (se cede al paciente).

Los fotones dispersados son originados mayoritariamente en la interacción Compton y

su intensidad aumenta al hacerlo la energía media del haz y el volumen atravesado. La

probabilidad de que se produzca una dispersión Compton es poco dependiente del número

atómico, proporcional a la densidad y varía mucho más lentamente con la energía. La

dispersión Compton proporciona, por tanto, menos contraste entre tejidos con distinto

número atómico promedio 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

emitidos en cualquier dirección, dando lugar a un velo uniforme sobre la imagen 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,

cuando los fotones interaccionan por efecto Compton, es una pequeña fracción de la energía

del fotón incidente y por tanto al aumentar el número de interacciones Compton disminuye la

dosis impartida.


En ocasiones, para conseguir que en una misma película aparezcan imágenes correctas

de dos regiones con opacidad radiológica muy distinta, hay que reducir el contraste de la

imagen. Esto puede conseguirse utilizando tensiones elevadas o películas cuya densidad óptica

varíe más lentamente en función de la exposición. Según el tipo de examen es preferible

detectar en la imagen un gran número de detalles (gran latitud) con poco contraste, o un

número menor de detalles con un contraste mayor.

En resumen, las interacciones por efecto fotoeléctrico son deseables desde el punto

de vista de la calidad de la imagen porque proporcionan un alto contraste sin producción de

radiación dispersa, pero desafortunadamente la dosis impartida al paciente es más alta que

cuando se produce la interacción Compton. En consecuencia, la elección del kV adecuado para

la obtención de una imagen radiológica ha de ser un compromiso entre los requerimientos de

baja dosis y alto contraste.

En la Figura 7 se ha representado la variación con la energía de los coeficientes de

atenuación másico para hueso y tejido blando. La diferencia entre ambos coeficientes es muy

grande a bajas energías y disminuye a medida que aumenta ésta, disminuyendo, en

consecuencia, el contraste entre ambos tejidos.

Independientemente de la formación de la imagen hay que tener presente que los

fotones dispersados dan lugar a un cierto valor de radiación dispersa en la sala, que es

necesario evaluar de cara a la protección radiológica del profesional que opera los equipos.

Una adecuada colimación del haz y una compresión del medio irradiado reducen la intensidad

de la radiación dispersa y es un buen procedimiento, tanto para aumentar la calidad de la

imagen como para la protección radiológica del profesional.


2.5. Número atómico efectivo

Hasta ahora, hemos hablado siempre del número atómico del material, que es propio

de cada elemento químico, pero en la práctica, los materiales con los que interaccionan los

fotones están formados por varios elementos químicos. Para obviar esta dificultad se utiliza un

"número atómico efectivo" que permite tratar globalmente el material a efectos

comparativos con otros materiales puros. El número atómico efectivo de un material

compuesto es el número atómico que tendría un material puro que se comportase, en cuanto

a la interacción de fotones de la misma forma que lo hace el compuesto. En la Tabla 2 se

especifican los números atómicos efectivos junto con otras propiedades físicas para materiales

de interés en radiodiagnóstico.


3. ESPECTRO DE EMISIÓN DE RAYOS X

Los rayos X se producen cuando los electrones emitidos por el filamento catódico y

acelerados por la diferencia de potencial entre el cátodo y el ánodo son bruscamente

decelerados al chocar con el ánodo. En ese momento, la energía cinética se convierte en otros

tipos de energía: calor (99%) y rayos X (1%).

La energía cinética de un electrón es el producto de su carga eléctrica por el voltaje

con el que ha sido acelerado. Como la carga eléctrica del electrón es siempre la misma, su

energía cinética dependerá exclusivamente del voltaje. Los electrones que chocan con el

ánodo no tienen toda la misma energía cinética porque no han sido acelerados con el mismo

voltaje. El voltaje que se aplica a un tubo de rayos X durante una exposición no es constante.

El kVp es el Kilovoltaje máximo de la corriente de alta tensión entre cátodo y ánodo.

Por lo tanto, los electrones acelerados que chocan con el ánodo no tienen toda la

misma energía. Algunos de ellos tendrán la máxima energía posible, aquellos que han sido

acelerados con el kVp. El resto tendrán menor energía.


Existen diversas colisiones con el ánodo que condicionan que los rayos X se produzcan

por dos procesos diferentes:

• Uno de ellos (más importante) se refiere al frenado de los electrones acelerados, por

los átomos del ánodo de tungsteno. Radiación bremsstrahlung.

• Otro proceso implica el choque y arrancamiento de electrones de capas internas de

los átomos del ánodo de tungsteno por los electrones acelerados desplazando a otros

electrones. Radiación característica.

3.1. Tipos

A. RADIACIÓN BREMSSTRAHLUNG. RADIACIÓN DE FRENADO

En el instante en que un electrón pasa cerca del núcleo de un átomo del ánodo de

tungsteno, la carga positiva del núcleo actúa sobre el electrón de carga negativa atrayéndolo

hacia el núcleo y desviándolo por tanto de su dirección original. El electrón al ser frenado

pierde energía cinética que es emitida como un fotón de radiación electromagnética. Son los

rayos X bremsstrahlung.

Los rayos X bremsstrahlung se producen cuando un electrón proyectil es frenado por

el campo eléctrico del núcleo de un átomo del ánodo.

1º. La mayoría de los electrones ceden su energía por etapas, es decir, por

interacciones con diversos átomos tanto de la capa superficial como de las capas más

profundas del ánodo. Lógicamente la cesión de energía cada vez será más escasa y, por lo

tanto, los fotones que se emitan serán cada vez de menor energía. Sólo un 1% tendrá energía

suficiente para estar en el rango de los rayos X, el resto (99%) de la radiación emitida es calor.

2º . Algunos de los electrones que alcanzaron su máxima energía posible porque

fueron acelerados con el kVp, pueden chocar de lleno con un núcleo; en este tipo de colisión,

toda la energía del electrón se convierte en un único fotón de rayos X.

Existen todas las posibilidades: electrones acelerados con diferentes energías y

cesiones de energías totales o parciales. Esta es la razón de la amplia distribución de la energía

de los fotones de rayos X producidos por la radiación de frenado.


La curva de radiación de frenado muestra la distribución del número de fotones

respecto a su energía:

1. Algunos fotones, comparativamente pocos, tiene la máxima energía que en KeV

corresponde numéricamente al kVp.

2. La gran mayoría de fotones tiene una energía de tipo medio.

3. Otros fotones tiene muy baja energía. Si alcanzaran la piel del paciente, lograrían

penetrar sólo unos pocos mm, así que deberán ser filtrados, ya que radian al paciente y no

contribuyen a la formación de la imagen. Esto se consigue gracias al efecto ventana que realiza

el propio tubo.

Podemos concluir que la radiación general o de frenado representa un espectro

continuo de fotones con diferentes energías. La radiación es polienergética o policromática.

Espectro se refiere al rango de valores de las energías de los fotones de rayos X.

Con cada desvío del electrón, se libera energía en forma de fotón. Los fotones van

siendo de menor energía según se van produciendo las desviaciones del electrón en su

recorrido (el electrón se va frenando).

El electrón con el kVp puede frenarse poco a poco o puede ceder toda su energía en

un solo choque contra el núcleo del ánodo frenándose bruscamente y liberando el fotón más

energético.

Se le llama radiación continua porque se pueden encontrar energías de los fotones, de

todos los valores posibles. Tienen un rango de energías de hasta n KeV, donde n son los kVp.

B. RADIACIÓN CARACTERÍSTICA

Algunos electrones pueden, si tienen la suficiente energía cinética, modificar la

estructura atómica de los átomos que constituyen el ánodo, por expulsión de electrones de las

órbitas internas del átomo bombardeado. La radiación que se emite es característica del tipo

de átomos de ese material anódico. Son los rayos X característicos.

Los rayos X característicos son emitidos cuando un electrón de la capa externa ocupa

un hueco de la capa interna.

La radiación característica emitida por este fenómeno formaría parte de la radiación

primaria que sale del tubo por la ventana.


1º. El electrón incidente arranca un electrón de la capa K que sale del átomo

(ionización).

2º. El átomo tiende al equilibrio por el salto de un electrón de la capa L, M o N a la

capa K.

3º. Se emite radiación característica, cuya energía será la diferencia entre el nivel

energético de la capa K y los niveles energéticos de las capas L, M o N.

Por ejemplo, en el caso del átomo de tungsteno la energía de enlace de los electrones

de la capa K es 69 KeV, y la de la capa L es 12 KeV. La energía de los rayos X característicos

emitidos en este salto será: 69- 12= 57 KeV.

En el caso del tungsteno, los electrones acelerados deben tener una energía máxima

superior o igual a 70 KeV. En una exposición con un kVp inferior a 70 kV no existirá radiación X

característica del tungsteno; toda la radiación primaria será de frenado. A partir de 70 kV el

porcentaje de radiación X característica irá en aumento.

Los fotones que se obtienen por radiación característica no tienen cualquier energía,

sino la energía de enlace que posea el material concreto y se representa con unas rayas

perpendiculares.

El espectro de los rayos X característicos es un espectro discreto, sólo contiene valores

de energía específicos.

Los rayos X característicos del tungsteno, pueden tener 1 de 15 energías diferentes y

ninguna otra. Los rayos X K son los únicos rayos X característicos del tungsteno con energía

suficiente para poder usarse en el diagnóstico radiológico. Aunque haya cinco tipos de rayos X

K, se tiende a representarlos como uno solo, con una única línea vertical a 69 KeV.


3.2. Factores que afectan al espectro de emisión de rayos X

La forma general de un espectro de emisión es siempre la misma, pero su posición

relativa sobre el eje de energías puede variar.

Cuanto mayor sea el área bajo la curva, mayor es la intensidad o cantidad de rayos X.

Cuanto más hacia la derecha se encuentre el espectro, mayor es la energía efectiva o

calidad del haz de rayos X.

1. Efecto de los mA y los mAs

Si cambiamos la corriente de 200 a 400 mA, mientras las demás condiciones

permanecen constantes, fluirán el doble de electrones del cátodo al ánodo y los mAs se

doblarán. Este cambio de operación producirá el doble de rayos X a cada energía. Es decir, el

espectro de emisión de rayos X cambiará de amplitud, pero no de forma.

Un cambio en el mA o los mAs da como resultado un cambio proporcional en la

amplitud del espectro de emisión de rayos X a todas las energías.


2. Efecto del kVp

Al aumentar el kVp, el área bajo la curva aumenta a un área de aproximadamente el

cuadrado del factor que ha aumentado kVp. De acuerdo con esto, la cantidad de rayos X

aumenta con el cuadrado de este factor.

Cuando aumenta kVp, la distribución de la energía de los rayos X emitidos se desplaza

hacia la derecha, a una energía de rayos X media mayor.

Un cambio en el kVp afecta tanto a la amplitud como a la posición del espectro de

emisión de rayos X.

Los técnicos radiólogos utilizan una regla empírica para relacionar los cambios en kVp

y mAs para producir una densidad óptica constante en una radiografía. Esta regla determina

que un aumento del 15% en el kVp es equivalente a doblar los mAs. Con el aumento de un

15% del kVp, aumenta la penetrabilidad del haz de rayos X y así se obtiene una densidad óptica

determinada en la radiografía. El paciente absorbe menos radiación.

4. APARATO DE RAYOS X

Los tres componentes principales de un sistema de imagen por rayos X son el tubo de

rayos X, la consola de control y el generador de alto voltaje.

El tubo de rayos X radiográfico está unido a un montaje de un cabezal móvil que

permite el sencillo posicionamiento del tubo y alcanzar el objetivo del haz de rayos X.


El tubo de rayos X es bastante pesado y requiere de un mecanismo de ayuda para

posicionarlo. Se emplean sistemas de sustento del techo que permiten el desplazamiento

tanto longitudinal como transversal o bien sistemas de sustento de suelo-techo que tienen una

columna con rodillos en los extremos. Otro sistema es el de sustento de brazo en C usados en

radiología intervencionista.

Se necesita una mesa de examen para la colocación del paciente y una estructura

similar para el examen en bipedestación. La tabla de examen suele ser plana, pero tiene que

ser uniforme en su espesor y transparente a los rayos X (fibra de carbono).

La mayoría de los soportes son flotantes y fáciles de mover por el técnico. Justo debajo

del soporte hay una abertura con un cajón para colocar los chasis.

4.1 Visión global

Los rayos X se producen por conversión de energía cuando un haz de electrones

acelerados es frenado súbitamente al chocar con un blanco, tal y como ocurre en el tubo de

rayos X.

El tubo de rayos X es una ampolla de vidrio que contiene dos electrodos. El electrodo

en el cual se originan los electrones se denomina cátodo o electrodo negativo. El electrodo en

donde chocan los electrones es el ánodo o electrodo positivo.

El cátodo está conectado a un circuito de bajo voltaje para producir la incandescencia

del filamento emisor de electrones. A su vez, cátodo y ánodo están vinculados a un circuito de

alto voltaje para la aceleración de los electrones.


Esquemáticamente el tubo de rayos X funciona así:

1º Cuando se conecta el circuito de bajo voltaje, el filamento del cátodo se pone

incandescente y emite electrones. Este fenómeno se conoce como emisión termoiónica.

2º Cuando se conecta el circuito de alto voltaje, el cátodo repele los electrones por ser

del mismo signo negativo. El ánodo, de signo contrario, atrae los electrones.

3º Los electrones son fuertemente acelerados por la diferencia de potencial entre el

cátodo y el ánodo.

4º Al chocar con el ánodo y ser frenados bruscamente, la energía cinética de los

electrones se transforma en un 99% de energía calórica y sólo un 1% en la producción de rayos

X. Es un proceso muy poco rentable.

4.2 Partes del tubo de Rayos X

1. TUBO DE VACÍO

2. CÁTODO

3. ÁNODO

4. CORAZA DEL TUBO DE RAYOS X


1. TUBO DE VACÍO

Es un recipiente de vidrio de tipo pyrex capaz de soportar altas temperaturas,

herméticamente sellado y en el que se ha producido un gran vacío.

El vacío es necesario para que los electrones en su trayectoria de aceleración entre el

cátodo y el ánodo no encuentren el obstáculo que supondrían las moléculas del aire

atmosférico, ya que este choque produciría un cierto frenado de los electrones y una

ionización con producción de electrones secundarios que serían incontrolables. Es preciso que

se posea un control total tanto del número como de la velocidad de los electrones emitidos

por el filamento.

Las conexiones eléctricas del ánodo y del cátodo se sellan en el interior del tubo para

prevenir descargas eléctricas externas o entre ambos electrodos.

Todos los elementos del tubo deben soportar altísimas temperaturas que se producen

durante la exposición, así como tener un coeficiente de expansión similar para que no se

pierda el alto vacío del tubo.

Existen tubos con carcasas metálicas en vez de vidrio, que tienen una vida más larga y

son menos propensos a fallar.

2. CÁTODO

Es el electrodo negativo del tubo de rayos X. Lo componen los siguientes elementos:

a. Filamento

b. Copa focalizadora

c. Circuito de baja tensión

a. FILAMENTO

Es el componente principal, ya que de él proceden los electrones. Es una espiral de una

aleación de tungsteno toriado de reducidas dimensiones: 2 mm de diámetro y 10 mm de

longitud.


El filamento produce electrones cuando es sometido a un calentamiento. La forma de

calentarlo es hacer pasar por el mismo una corriente eléctrica. Cuando un metal se calienta,

sus átomos absorben energía térmica y algunos de los electrones de este adquieren suficiente

energía para separarse a una pequeña distancia de la superficie del metal. Este escape es lo

que se conoce como emisión termoiónica. Cuanto mayor sea la corriente que pasa por el

filamento, mayor será la temperatura que adquiera y mayor el número de electrones que

emitirá.

El uso prolongado del tungsteno favorece su vaporización, lo que contribuye a acortar

la vida del tubo. El tungsteno vaporizado se deposita como una fina capa en la superficie

interna del cristal del tubo proporcionándole un color bronceado indicativo de su

envejecimiento.


b. COPA FOCALIZADORA

Es la pieza metálica de níquel en forma de anillo en cuyo fondo se encuentra alojado el

filamento. Está diseñado para que el haz de electrones converja hacia el ánodo. Mientras el

tubo está en funcionamiento, la copa focalizadora está cargada negativamente igual que el

filamento previniendo que el haz de electrones se disperse fuera del foco anódico.

Los tubos de RX tienen habitualmente un doble filamento. Cada filamento consiste en

una espiral de alambre. Una de ellas es más larga y ambas están montadas una al lado de la

otra o bien la una sobre la otra. Para una exposición de rayos X dada sólo se utiliza un

filamento y normalmente el filamento mayor llamado foco grueso, se utiliza para exposiciones

más largas. El tamaño de foco es importante para la calidad de imagen.

Las exposiciones realizadas con el foco fino ofrecen una mejor calidad de imagen. Sin

embargo, cuando se utiliza foco fino, el número de electrones que llegan al blanco disminuye y

las exposiciones deben tener una mayor duración para obtener la misma densidad óptica en la

placa radiográfica o receptor de imagen. El aumento del tiempo de disparo hace aumentar la

posibilidad del movimiento del paciente y aumenta también el riesgo de penumbra cinética.

Además, el tubo sufre un calentamiento mucho mayor lo que acorta su vida útil. Las imágenes

obtenidas con foco grueso presentan peor calidad (ya que la penumbra geométrica está

relacionada con el tamaño del foco) pero requieren un menor tiempo de disparo con respecto

a las realizadas con foco fino para obtener el mismo grado de exposición en el receptor de

imagen.


B. CIRCUITO DE BAJA TENSIÓN

Es el circuito que calienta el filamento y suele ser de unos 10 voltios. Al calentarse el

filamento absorbe energía térmica y alguno de los electrones que constituye el metal adquiere

la suficiente energía para salir a las inmediaciones del filamento formando una pequeña nube

(espacio de carga) que evita la salida de los electrones hasta que los primeros no hayan salido

hacia el ánodo.

A mayor temperatura, mayor número de electrones emitidos. La intensidad de la

corriente del tubo condiciona el número de electrones que siempre es enorme.

3. ÁNODO

Es el electrodo positivo del tubo de rayos X. Está constituido por dos elementos:

a. FOCO TÉRMICO o mancha focal, que es la superficie donde chocan y se frenan los

electrones.

b. SOPORTE DEL FOCO que es un simple cilindro de cobre en los ánodos fijos o un

complejo sistema de disco y rotor en los ánodos rotatorios.

El ánodo fijo o estacionario es una pequeña placa rectangular de tungsteno (blanco)

colocada en un grueso cilindro de cobre que es un buen conductor del calor por lo que

contribuye a disipar las altas temperaturas que alcanza la placa de tungsteno. El tungsteno

tiene un alto número atómico (Z=74) y un alto punto de fusión, lo que le permite soportar la

alta temperatura que se produce por el choque de electrones.

Los tubos de RX con ánodos fijos se usan en sistemas de imagen dental y algunos

portátiles, que no requieren altas corrientes del tubo ni altos valores de potencia.

Los tubos de RX especiales para mamografías tienen blancos de molibdeno o rodio

debido a su bajo número atómico y a la baja energía característica de su capa K.

La inclinación de la superficie de impacto del ánodo respecto al eje del tubo determina

las características geométricas de foco aparente respecto al foco térmico o real.


El haz de electrones cuyo tamaño y forma está determinado por el tamaño y forma del

filamento y por la forma de la copa focalizadora, bombardea una superficie rectangular

inclinada (foco térmico o real). Debido a esta inclinación obtenemos una proyección en la

dirección en la que emergen los rayos X donde se vería aparentemente acortado, como un

cuadrado llamado foco aparente o efectivo.

El ánodo rotatorio al ofrecer una gran superficie de impacto es capaz de soportar el

calor generado por grandes cargas. Es un disco de molibdeno que en su borde biselado lleva

una pista anular de tungsteno y renio. La superficie total del foco real ya no es la de un

rectángulo, sino que el área es mucho mayor, es la de la pista circular cuya superficie es L x R,

siendo L la anchura de la pista y R su radio. La función del ánodo rotatorio es aumentar la

superficie de impacto de los electrones, para aumentar la carga máxima permisible.

4. CORAZA DEL TUBO DE RAYOS X

El haz de rayos X sale del tubo por la ventana, pero realmente los rayos X que se

producen en el ánodo se extienden en todas las posibles direcciones, colisionando con las

diversas estructuras del tubo. La coraza es un blindaje de plomo que rodea al tubo de RX.

Las funciones de la coraza son:

1º Absorber la radiación incontrolada, inútil y perjudicial que no se dirige a la ventana.

Puede existir una mínima cantidad de radiación que se escape de la coraza llamada radiación

de Fuga, cuya tasa está limitada por reglamentación obligatoria.


2º Proporcionar los adecuados receptáculos para las conexiones de los cables de alta

tensión con el tubo de rayos X.

3º En el interior de la coraza y rodeando al tubo existe aceite mineral que aparte de

sus propiedades aislantes contra descargas, facilita la irradiación del calor al exterior.

4.3. Potencia del tubo de rayos X

Se calcula multiplicando la intensidad de la corriente por la diferencia de potencial

(voltaje).

4.4. Curvas de carga

Como un tubo puede trabajar con distintos kV, distintos mA y distintos tiempos de

exposición, los fabricantes proporcionan las curvas de carga que son una representación

gráfica de la carga máxima permisible en función de kV, mA y del tiempo para maximizar la

vida del tubo de rayos X. Las curvas de carga se diseñan para un disparo único y a tubo frío.

Las curvas de carga se refieren siempre a un tubo en el que no se ha efectuado

ninguna exposición en un periodo suficientemente largo de tiempo (horas). La mayoría de los

sistemas de rayos X tiene un dispositivo de seguridad incluido que no permite que se haga una

exposición cuando la técnica seleccionada provoque que el tubo exceda las condiciones

seguras de una curva de carga y, por tanto, impiden que se realicen varias exposiciones

seguidas para evitar la fusión del tungsteno.


Las curvas de carga son la representación gráfica de la intensidad (mA) en ordenadas

en escala lineal y el tiempo de exposición (s) en abscisas en escala logarítmica.

Establecen para cada Kilovoltaje, el límite máximo de selección simultánea de

intensidad y tiempo, el límite de seguridad dentro del cual puede operar un tubo de RX. Este

límite es función de la energía calorífica producida durante la exposición. Los fabricantes

proporcionan las curvas de carga para cada circunstancia.

Por ejemplo, si para un estudio se necesitan 120 mAs (1200 mA y 0,1 s), en la gráfica

podemos observar que las líneas de 1200 mA y 0,1 s se cruzan en un punto que cae

aproximadamente sobre la curva de 70 kV. Esto significa que el máximo voltaje utilizable con

este equipo y en este caso sería de 70 kV.

4.5. Componentes del sistema de imagen

Los tres componentes básicos de un sistema de imagen por rayos X son:

1. La consola de control

2. El generador de alto voltaje

3. El tubo de rayos X


1. CONSOLA DE CONTROL

La consola permite al técnico radiólogo controlar la corriente y el voltaje del tubo de

RX. Así, el haz de RX útil es de la calidad y cantidad correctas.

El término de cantidad se refiere al número de RX o a la intensidad del haz de RX.

Normalmente se expresa en mAs.

Calidad de radiación se refiere a la capacidad de penetración del haz de RX y se

expresa en kVp.

Normalmente, la consola de control proporciona el ajuste de compensación de línea,

kVp, mA y el tiempo de exposición. Los contadores se utilizan para monitorizar el kVp, mA y el

tiempo de exposición. Algunas consolas también proporcionan un contador para mAs.

Los sistemas de imagen que incorporan control de exposición automático (CAE),

pueden tener controles independientes para los mAs.

La consola de control consta de un sistema de encendido /apagado y de controles para

seleccionar kVp, mA y tiempo o mAs.

Todos los circuitos eléctricos que conectan los contadores y los controles en la consola

de control están a bajo voltaje para minimizar la posibilidad de un shock peligroso.

La mayoría de las consolas de control se basan en la tecnología digital. Los controles y

los contadores son digitales y la técnica se selecciona en una pantalla digital. La selección

numérica muchas veces se reemplaza por iconos que indican las diferentes partes del cuerpo,

el tamaño, la forma y el hábito corporal. Muchas de estas características están prefijadas de

forma automática, pero el técnico radiólogo tiene que conocer su propósito y su uso correcto.

La mayoría de los sistemas de imagen por RX están diseñados para funcionar con

fuentes de energía eléctrica de 220 V, aunque algunos pueden funcionar con 110 o 440V.

Desafortunadamente, las compañías eléctricas no están capacitadas para proporcionar 220 V

de forma suficientemente precisa y continua.

Debido a las variaciones en la distribución de la corriente en un hospital, el voltaje que

se proporciona a una unidad de RX puede variar fácilmente hasta un 5%. Dicha variación en el


voltaje provoca una gran variación en el haz de RX, que no está en concordancia con una

producción de imágenes de alta calidad.

1.1. Autotransformador

La energía aplicada al sistema de imagen por RX llega primero al autotransformador. El

voltaje aplicado por el autotransformador hacia el transformador de alto voltaje se controla,

pero es variable. Es mucho más seguro y más fácil seleccionar un voltaje bajo y después

aumentarlo hasta que llegue al nivel de kV y entonces controlar su magnitud.

El autotransformador proporciona el voltaje adecuado para el circuito del filamento

(bajo voltaje) y para el circuito de alto voltaje del sistema de imagen de RX.

El autotransformador consiste en un único bobinado o conjunto de espirales. El

autotransformador actúa como un mecanismo de inducción, el voltaje que recibe (el voltaje

primario) y el voltaje que proporciona (el voltaje secundario) están relacionados directamente

con el número de espiras. Con una adecuada selección del número de espiras se obtendrá el

voltaje del primario para el transformador de alto voltaje y para el transformador de bajo

voltaje.

El control de exposición automático (CAE) es un dispositivo que mide la cantidad de

radiación que llega al receptor de imagen y pone fin a la exposición automáticamente cuando

el receptor de imagen ha recibido la intensidad de radiación necesaria. La mayoría de los

fabricantes utilizan una cámara de ionización de placas planoparalelas que se coloca entre el

paciente y el receptor de imagen. La cámara está hecha con un material translúcido para que

no interfiera con la imagen radiográfica. La ionización dentro de la cámara crea una carga.

Cuando se alcanza la carga apropiada, se interrumpe la exposición. El técnico radiólogo


selecciona el tipo de examen, que fija los mA y los kVp apropiados. Al mismo tiempo el reloj

automático de exposición se encarga de realizar una copia de seguridad temporal. Cuando la

carga eléctrica de la cámara de ionización llega al nivel programado, se devuelve una señal a la

consola de control, donde la exposición llega a su fin.

2. GENERADOR DE ALTO VOLTAJE

Se entiende por generador de alto voltaje de rayos X todo el sistema que proporciona

la adecuada energía eléctrica al tubo de rayos X. Es el responsable del incremento de la

corriente de salida del autotransformador al kVp necesario para la producción de RX.

El generador consta habitualmente de:

1. Transformador de bajo voltaje para el circuito del filamento.

2. Transformador de alto voltaje para el circuito entre el cátodo y el ánodo.

3. Sistema de rectificación o rectificadores para el circuito de alto voltaje.

La red eléctrica proporciona una línea de corriente alterna, monofásica a 220 voltios y

50 ó 60 hertzios (Hz). Es monofásica porque en un momento dado tiene un valor determinado

y fluye en pulsos con una variación continua de voltaje invirtiendo su polaridad de positivo a

negativo con una frecuencia de 50 ó 60 ciclos cada segundo.

El transformador reduce o aumenta el voltaje de la corriente alterna y el rectificador

cambia la corriente alterna en corriente continua.

En el generador de rayos X hay dos transformadores:

1. Transformador de bajo voltaje, que transforma la corriente de red en corriente de

bajo voltaje de unos 10 V. Es el transformador del circuito del filamento.

2. Transformador de alto voltaje, que transforma la corriente de la red en corriente de

alto voltaje entre 20000 y 150.000 V.

Un transformador es un núcleo de hierro que lleva dos bobinados. Por el que entra la

corriente se llama bobinado primario y por el que sale bobinado secundario. A la relación que


guardan el número de espiras del primario y del secundario se le denomina relación de

Transformación.

2.1 Transformador del circuito del filamento

La corriente del filamento se controla a través de un circuito separado llamado circuito

del filamento. Las conexiones del autotransformador suministran el voltaje al circuito del

filamento. Las resistencias de precisión se usan para reducir este voltaje a un valor que

corresponda al de los mA seleccionados. El voltaje del interruptor selector de mA será

entonces recibido por el transformador del filamento.

El transformador del filamento reduce el voltaje administrado al filamento, hasta

unos 10V y proporciona la corriente para calentar el filamento.


2.2 Transformador de alto voltaje

Es un transformador de paso alto, el voltaje secundario es más alto que el voltaje

primario, porque el número de espirales secundarias es más alto que el número de espirales

primarias.

Los transformadores funcionan sólo con corriente alterna.

El transformador de alto voltaje proporciona el voltaje para el circuito entre el

cátodo y el ánodo.

El selector del kV es un conmutador (tipo de dispositivo eléctrico que permite

modificar) que selecciona diferentes números de espiras y por lo tanto diferentes voltajes para

el primario del transformador de alto voltaje, obteniendo por resultado un determinado kVp

en el circuito de alto voltaje.

2.3 Sistemas de rectificación

La rectificación es el proceso de convertir la corriente alterna en corriente casi

continua.

doble.

El uso de corriente alterna tiene dos desventajas:

1. Sólo se utiliza un pulso de cada ciclo por lo que el tiempo de exposición será el

2. El ánodo podría convertirse en emisor de electrones en la fase del pulso inverso con

lo que podría bombardear el filamento con el peligro de destruirlo.

Aunque los transformadores funcionen con corriente alterna, el tubo de RX necesita

una corriente continua, es decir, la circulación de electrones en una única dirección.

Los RX se crean por la aceleración de electrones del cátodo al ánodo y no pueden ser

creados por electrones que fluyan en dirección opuesta. El voltaje secundario del

transformador de alto voltaje debe ser rectificado.

La rectificación del voltaje se requiere para asegurar que los electrones fluyan

solamente del cátodo al ánodo.

La rectificación se consigue con los diodos, que son dispositivos electrónicos que

contienen dos electrodos. Actualmente se utilizan rectificadores de estado sólido compuestos

por silicio.


4.6.- Radiación dispersa

Una de las características más importantes de la calidad de la imagen es el contraste,

que mide las diferencias entre las áreas claras y oscuras de una radiografía. Es el grado de

diferencia en la DO entre dos regiones de la imagen radiográfica. La resolución de contraste es

la capacidad para poder reproducir y distinguir tejidos blandos. La radiación dispersa

disminuye el contraste.

Existen dos tipos de dispositivos para reducir la radiación dispersa que alcanza el RI:

1. Restrictores del haz.

2. Rejillas.

1. RESTRICTORES DEL HAZ

Hay tres tipos:

1. Diafragmas de abertura.

2. Los conos o cilindros.

3. El colimador de abertura variable.


1. Diafragma de abertura

Es el sistema restrictor del haz más sencillo. Es un diafragma metálico de plomo o

recubierto de plomo adjuntado a la cabecera del tubo de RX. La abertura se diseña

normalmente para que cubra menos que el tamaño del RI usado.

No se utilizan habitualmente.

2. Conos y cilindros

Se consideran modificaciones de los diafragmas de abertura. Consisten en una

estructura metálica que restringe el haz útil al tamaño requerido. La posición y el tamaño de la

parte final actúan como un diafragma de abertura y determinan el tamaño del campo. El haz

producido normalmente es circular.

No se utilizan habitualmente, se reservan para determinadas áreas como el estudio de

senos frontales.

3. Colimador

El colimador de abertura variable con localizador de luz es el dispositivo más común

para restringir el paso del haz de RX.

La colimación reduce la dosis sobre el paciente y mejora la resolución en contraste.

No todos los RX se emiten de forma precisa desde el foco del tubo de RX. Algunos RX

se producen con electrones que se desvían e interactúan en puntos del ánodo diferentes del

foco. Esta radiación se denomina radiación extrafocal e incrementa la borrosidad de la

imagen.

Para controlar la radiación extrafocal se utiliza un componente restrictor inicial con

hojas de colimación múltiples que sobresale por encima del colimador alojado en el tubo de

RX.


2. REJILLAS RADIOGRÁFICAS

La rejilla es un componente extremadamente efectivo en la reducción del nivel de

radiación dispersa que alcanza el RI.

Está formada por una serie de secciones de material radiopaco (septos de la rejilla)

cuidadosamente elaboradas que alternan con material radiotransparente (material

intermedio). La rejilla se sitúa entre el paciente y el RI.

Los únicos RX transmitidos a través de la rejilla son los que viajan en la dirección del

material intermedio. Los RX dispersados oblicuamente a través del material intermedio son

absorbidos.

La rejilla fue diseñada por Gustave Bucky en 1913. Con el paso de los años ha

mejorado su fabricación, pero no el principio básico.

La rejilla está diseñada para transmitir solamente los RX cuya dirección está en línea

recta con el foco de RX y el RI. Los RX dispersos son absorbidos por el material de la rejilla.


Las medidas de laboratorio pueden demostrar que las rejillas de alta calidad pueden

atenuar del 80% al 90% de la radiación dispersa.

Hay tres dimensiones importantes en una rejilla:

1. El espesor de los septos radiopacos (T)

2. El ancho del material intermedio (D)

3. La altura de la rejilla (h)

Rejilla móvil

En las rejillas comentadas anteriormente se visualizan las líneas de la rejilla en la

radiografía. Estas líneas aparecen cuando los RX primarios son absorbidos por los septos de la

rejilla. Incluso aunque los septos sean muy pequeños.

En 1920, Potter expuso una idea muy simple: mover la rejilla mientras se realiza la

exposición de RX. Las líneas de la rejilla desaparecen. El aparato que hace esto se denomina

rejilla móvil o diafragma de Potter-Bucky o simplemente Bucky.

Las rejillas focalizadas se usan normalmente con rejillas móviles. Se sitúan sobre un

soporte que empieza a moverse antes de iniciar la exposición de RX y continúa su movimiento

después que finalice la exposición. Son las más utilizadas

4.7.- Efecto talón

La intensidad de radiación sobre la parte del cátodo del campo de RX es más alta que

sobre la parte del ánodo. Los electrones interactúan con los átomos del blanco en diferentes

profundidades del blanco.


Los RX que constituyen el haz de RX útil emitido hacia el ánodo deben atravesar un

espesor mayor de material que los RX emitidos en la dirección del cátodo. La intensidad de los

RX que se emiten a través del “talón” del blanco se reduce debido a que tienen un camino más

largo hacia el blanco y por tanto aumenta su absorción.

La diferencia de intensidad de radiación a través del haz útil de un campo de RX puede

variar hasta en un 45%. El rayo central (RC) del haz útil es la línea imaginaria generada por el

rayo más centrado del haz. Si la intensidad de radiación a lo largo del RC se designa como el

100%, entonces la intensidad en el cátodo puede ser hasta del 120% y sobre el ánodo puede

ser tan baja como del 75%.

El efecto talón puede ser importante cuando se exploran estructuras anatómicas que

difieren mucho en espesor o masa. En general, se posiciona el cátodo sobre la parte más

gruesa de la anatomía para lograr una exposición a la radiación del RI más uniforme. Las

direcciones del ánodo y del cátodo se indican en la carcasa del tubo de RX:

En las radiografías de tórax, el cátodo debe situarse en la parte inferior.

En las radiografías de abdomen el cátodo se sitúa en la parte superior.

En mamografía, el tubo de RX se diseña de forma que el lado del cátodo se coloca

hacia la pared torácica.


3.BIBLIOGRAFIA

http://diposit.ub.edu/dspace/bitstream/2445/5627/1/RX_ones_castellano.pdf

Libro Aran

Página Web Aranformación

http://www.sc.ehu.es/sbweb/ocw-fisica/

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http://www.sc.ehu.es/sbweb/ocw-fisica/

TEMA 2. Caracterización de los equipos de Radiología ...

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