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

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INDICE I.

ASPECTOS FISICOS

A. DETECTORES DE RADIACION 1. 2. 3. 4.

FUNDAMENTOS Y DEFINICION RESUMEN HISTORICO CLASIFICACION PRINCIPIOS DE FUNCIONAMIENTO - PELICULA FOTOGRAFICA - DETECTORES GASEOSOS - CENTELLADORES - DETECTORES SEMICONDUCTORES

B. INTERACCION RADIACION MATERIA 1. 2. 3.

DISPERSION DE RAYLEIGH EFECTO FOTOELECTRICO EFECTO COMPTON

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INDICE II. ASPECTOS CLINICOS 1. 2. 3. 4. 5. 6. 7.

REQUISITOS BASICOS EN RADIOLOGIA RADIOLOGIA CONVENCIONAL RADIOLOGIA DENTAL TOMOGRAFIA COMPUTARIZADA (CT) GAMMAGRAFIA TOMOGRAFIA POR EMISION DE MONO-FOTON (SPECT) TOMOGRAFIA POR EMISION DE POSITRONES (PET)

III. NUEVOS DETECTORES 1. 2. 3. 4.

REQUISITOS DE NUEVOS DETECTORES SiPM MEDIPIX GEM

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I. ASPECTOS FISICOS

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A. DETECTORES DE RADIACIÓN

1. 2. 3. 4.

DEFINICION Y FUNDAMENTOS CLASIFICACION RESUMEN HISTORICO PRINCIPIOS DE FUNCIONAMIENTO - PELICULA FOTOGRAFICA

- DETECTORES GASEOSOS - CENTELLADORES - DETECTORES SEMICONDUCTORES

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EL OJO HUMANO COMO DETECTOR DE LUZ FUENTE

OBJETO

DETECTOR

1. 2. 3. 4.

Captura de la radiación Conversión en señal eléctrica Transmisión de la señal al cerebro Formación/interpretación/de la imagen

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PROCESO DE FORMACION DE IMÁGENES DIAGNOSTICAS DETECTOR

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1. DEFINICION Y FUNDAMENTOS En los detectores se usan las interacciones entre la radiación y la materia para medir propiedades de la radiación

MATERIA

MEDICION

INTERACCIONES

RADIACION fotones y partículas

- No interacción - Dispersión - Absorción

EFECTOS

- físicos - químicos - electrónicos - ópticos

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CARACTERISTICAS - 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.

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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 POR EL TIPO DE MATERIAL SENSIBLE A. GASEOSOS

• • •

B. LIQUIDOS

• LHe, LAr, etc.

C. SOLIDOS

• • • • •

Geiger Müller Contador Proporcional Cámara de ionización

Centelladores Termoluminiscentes Ópticamente estimulados Semiconductores Películas fotográficas

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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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DETECTORES EN ALTAS ENERGIAS

1960 1950 1940 1930 1900

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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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PELICULA FOTOGRAFICA PRINCIPIO DE FUNCIONAMIENTO Recubrimiento ~ 1 mm Emulsión ~ 10 mm Base ~ 150 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

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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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PELICULA FOTOGRAFICA PRINCIPIO DE FUNCIONAMIENTO 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).

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PELICULA FOTOGRAFICA EXPOSICION Y CONTRASTE EXPOSICION RELATIVA DENSIDAD OPTICA (DO)

CONTRASTE DE EXPOSICION Y CONTRASTE DE LA PELÍCULA 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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PELICULA FOTOGRAFICA CARACTERISTICAS 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 DETECCION - FOTODIODOS - PM ARRAY - CCD

SE REQUIERE CONVERTIR LOS RX EN LUZ VISIBLE PARA PODER DETECTARLOS CON EL 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 AMPLITUD DE RESPUESTA

DQ -CARGA COLECTADA O

CURVA CARACTERISTICA DE UNA CAMARA PROPORCIONAL

RESPUESTA LINEAL CON AMPLIO RANGO DINAMICO

INTENSIDAD DE LA RADIACION O DOSIS ~ E

FUNDAMENTOS Y TECNOLOGIAS DETECTORES GASEOSOS

EN IMÁGENES DIAGNOSTICAS CAMARA PROPORCIONAL DE MULTI-ALAMBRES - 1968

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-

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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DETECTORES GASEOSOS USO MEDICO DE LA CAMARA DE MULTIALAMBRES -1990

MONITOR RX MWPC F. SAULI CERN-PPE/94- 196

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

ESQUEMA DE FUNCIONAMIENTO

Desarrollado en1935: por V. Zworykin, G. Ashmun, L. Malter, RCA - USA.

CENTELLADOR y FOTOMULTIPLICADOR

- Desarrollo en 1944: Curran y Baker unieron el centellador y tubo fotomultiplicador. - El centellador mas comun es Nal (yoduro de sodio)

CENTELLADORES PRINCIPIO DE FUNCIONAMIENTO

Electrones excitados a niveles de energía superiors. Absorben parte de la energía. Estado base electrónico

Electrones excitados regresan al estado base, emitiendo luz visible, por fluorescencia (Dt ~ 0), o fosforescencia (Dt > 0).

CENTELLADORES ESPECTRO DE EMISION

Centellador plastico típico

Longitud de onda de la luz emitida

CENTELLADORES PULSOS TIPICOS GENERADOS POR CENTELLADORES Centellador plástico

Mas rápido 10 nsec / division

Sin resolución energética Cristal inorganico, NaI

Mas lento

5 msec / division (mas larga escala de tiempo para fluorescencia)

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

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 PRINCIPIO DE FUNCIONAMIENTO V

t 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.

DETECTORES SEMICONDUCTORES DETECTOR DE DIODO DE UNIÓN P-N

E P+

NDETECTOR

-

+

- 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 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).

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 DETECTORES CCD CCD Charge Coupled Device

DETECTORES SEMICONDUCTORES PRINCIPIO DE FUNCIONAMIENTO DEL CCD

1. 2. 3.

4.

Emisión de electrones: por incidencia de radiación sobre electrodo metálico (efecto fotoeléctrico). Acumulación de carga: en matriz de condensadores, proporcional a la energía de la radiación incidente. 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. Lectura: de los pixeles, de modo secuencial, recuperando la información de intensidad vs. posición. La resolución espacial depende del No. de pixeles del arreglo.

DETECTORES SEMICONDUCTORES CARACTERISTICAS GENERALES

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 INTERACCIONES BASICAS

Absorción (EFE, CP) Dispersión (EC, DR)

Fotones transmisión

materia

ATENUACION EXPONENCIAL

RX

Io

Haz incidente Io

If Blanco:

m

Atenuación exponencial con la profundidad x

I ( x)  I oe mx x m : Coeficiente de atenuación/absorción lineal. Depende del material del blanco y la energía de la radiación.

x

DISPERSIÓN DE RAYLEIGH COHERENTE HAZ DISPERSADO:

Cambio de dirección sin cambio de energía HAZ INCIDENTE:

interactúa con electrones Externos de los átomos

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 1. Fotón incidente: interactúa con electrón interno: Fotón absorbido y electrón expulsado. Átomo queda IONIZADO

2. Electrón expulsado: 3. Electrón externo ocupa vacancia interna. Átomo emite radiación (RX), característica, o de fluorescencia

Fotoelectron transfiere energia al medio.

EFECTO FOTOELÉCTRICO CARACTERISTICAS 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:

@ 100 KeV

- Contraste! - Mejor a bajas energías

NUMERO ATOMICO DE ALGUNOS MATERIALES EFECTO DE CONTRASTE

PROBABILIDAD DE INTERACCION TEJIDO BLANDO VS. HUESO Para@ E= KeV: 5050 KeV

EFECTO COMPTON

2a. Fotón dispersado: Con menor energía

Fotón disperso Fotón

1. Fotón incidente: interactúa con electrón externo

Electrón

2b. Electrón expulsado: Transfiere energía al medio

EFECTO COMPTON COEFICIENTE DE ATENUACION MASICO

NO DEPENDE DE Z ! NO DEPENDE DE E, para E < 511 KeV ~ 1/E, PARA E > 511 KeV

EFECTO COMPTON SECCION EFICAZ DE INTERACCION

INTERACCION SIMILAR CON TEJIDO BLANDO Y HUESO BAJO CONTRASTE EN IMÁGENES DIAGNOSTICAS!

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:

mT  mRayleigh  mFotoelectrico  mCompton

mT   R     Nomenclatura de las gráficas

COEFICIENTE DE ABSORCION TOTAL Para tejido blando

@ 40 Kv

INTERACCIONES DOMINANTES ZONA DE RADIOLOGIA MEDICA

50-200 KeV

Z: 7-12 Tejido humano

Domina el efecto compton sobre el fotoelectrico

INTERACCIONES DOMINANTES

 : fotoelectrico : compton

 : prod. Pares m: total

Zona de radiología

INTERACCIONES DOMINANTES

PLOMO  : fotoelectrico : compton  : prod. Pares m : total

Zona de radiología

COEFICIENTE DE ABSORCION TOTAL TEJIDO BLANDO

 : fotoelectrico : compton  : prod. Pares m : total

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 COEFICIENTE DE ABSORCION TOTAL

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 CONCLUSION

GENERACION DE RAYOS X -

HV

+

CATODO FILAMENTO

ANODO

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 ARREGLO DE DETECTORES

FOTOMULTIPLICADORES

CENTELLADORES

TOMOGRAFIA POR EMISION DE POSITRONES (PET)

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

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)