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Figura VII: Tubo de rayos X
Por el filamento del cátodo se hace circular una corriente que pone al mismo incandescente, liberando gran cantidad de electrones que son impulsados a gran velocidad hacia el ánodo, mediante la aplicación de una tensión muy alta (diferencia de potencial) entre el ánodo y el cátodo de alrededor de 120 KV.

Los electrones acelerados, que poseen una gran energía cinética, chocan contra el blanco metálico del ánodo, cediéndole toda la energía. Esta energía es transformada en un 99% en calor y un 1% en radiación X que se transmite al exterior del tubo.

El cátodo está formado por un filamento de tungsteno, arrollado en forma de espiral, similar al de una bombilla eléctrica común.

El ánodo está construido generalmente de cobre y posee en su cara exterior un recubrimiento de una aleación de tungsteno, renio y molibdeno en donde impactan los electrones. Para que los rayos X salgan por el sitio deseado, el ánodo tiene una disposición oblicua al haz incidente. [5]

La radiación proveniente del tubo no es monoenergética sino que tiene un espectro continuo de energías (polienergético). Los filtros de aluminio puestos justamente a la salida del tubo colaboran a reducir los fotones de baja energía que solo contribuyen a aumentar la dosis del paciente, además de asegurar que el haz que incide en los detectores sea mas uniforme.

Los detectores capturan el haz de radiación y lo convierte en señal eléctrica. Hay dos juegos de detectores, un detector de referencia, que mide la intensidad de radiación proveniente del tubo de rayos X, y otro juego que mide la radiación procedente del paciente. Para ser útiles en TC los detectores deben presentar una serie de características:



  • Eficiencia: se refiere a la habilidad de capturar, absorber y convertir los fotones de rayos X en señal eléctrica.

  • Gran estabilidad: se refiere a la fidelidad de respuesta del detector. Si el sistema no es estable se requiere frecuentes calibraciones para que la señal sea útil.

  • Tiempos de respuesta corto: la velocidad con que cada detector puede detectar un evento y recobrarse para detectar otro evento.

  • Amplio rango dinámico: debe ser capaz de registrar bajas como altas intensidades de radiación.

La conversión de los rayos X en señal eléctrica puede llevarse a cabo por dos tipos de detectores:

Detector de centelleo: consiste en un cristal centellador acoplado a un fotodiodo (Fig. VIII). Cuando los rayos X inciden en el cristal son producidos flashes de luz (centelleo). La luz se dirige al fotodiodo, éste es un semiconductor que permite el flujo de corriente cuando es expuesto a la luz. La cantidad de corriente producida es proporcional a la cantidad de luz, que a su vez es proporcional a la radiación que incide en el cristal.



Figura VIII: Representación esquemática del detector de centelleo.
Detector de gas: consiste en una serie de cámaras de gas individuales separadas por placas de tungsteno (Fig. IX) cuidadosamente posicionadas para actuar como placas de colección de electrones.

El conjunto de detectores esta sellado herméticamente y se llena bajo presión con un gas de numero atómico elevado (usualmente xenón). Cuando la radiación incide en las celdas individuales, se produce la ionización del gas lo que produce iones positivos y negativos. Los iones positivos migran a la placa cargada negativamente, mientras que los negativos lo hacen hacia la placa positiva. Esta migración de iones da origen a una señal eléctrica que varía directamente con el número de fotones absorbidos. [6]




Figura IX: Estructura del detector de ionización.
En el gantry también se ubican elementos para el posicionamiento del paciente mediante luces colimadas o láser, los colimadores para fijar el espesor de corte con sus correspondientes accionamientos y censores de posición, y el sistema de enfriamiento del tubo.
Computadora

La computadora es un módulo que está compuesto en general por tres unidades, cuyas funciones están claramente diferenciadas. Éstas son:



  1. Unidad de central de procesamiento (CPU).

  2. Unidad de reconstrucción rápida (FRU).

  3. Unidad de almacenamiento de datos e imágenes.

La unidad central de procesamiento o CPU tiene a su cargo el funcionamiento total del equipo. Su configuración es similar a la de cualquier sistema microprocesador con su software y hardware asociados.

 La unidad de reconstrucción rápida o FRU es la encargada de realizar los procedimientos necesarios para la reconstrucción de la imagen a partir de los datos recolectados por el sistema de detección.

 El sistema de almacenamiento de datos e imágenes es donde se realiza el almacenamiento no sólo de las imágenes reconstruidas y de los datos primarios, sino también del software de aplicación del tomógrafo.
Consola

 La consola constituye la interfase del operador con el equipo. Es el módulo donde se encuentra el teclado para el ingreso de los datos del paciente, selección de parámetros, y operación del sistema.




1.5. ASPECTOS TEÓRICOS
Cuando un haz de rayos X pasa a través del paciente, este es atenuado de acuerdo con la ley Lambert-Beer, una relación exponencial que describe que pasa con los fotones a medida que viajan a través de los tejidos. El problema de la formación de la imagen en tomografía es determinar la atenuación en los tejidos y usar esta información para reconstruir una imagen del corte.

La atenuación es la reducción de la intensidad del haz de radiación al pasar por un objeto, algunos de los fotones son absorbidos pero otros son dispersados. La atenuación depende del número atómico del tejido, de su densidad y de la energía de la radiación.

En un haz homogéneo o monoenergético, todos los fotones tienen la misma energía, mientras que en un haz heterogéneo o polienergético tienen distintas energías.

En los primeros experimentos se utilizo un haz monoenergético, debido a que satisface la ley de atenuación:



I = I0e-µx
Donde I es la intensidad transmitida, I0 es la intensidad inicial del haz, x es el espesor del objeto atravesado por la radiación, y µ es el coeficiente lineal de atenuación (cm-1).

En TC lo que interesa es el coeficiente lineal de atenuación, µ, que indica cuanta atenuación ha ocurrido. De la ecuación I = I0e-µx se puede hallar el valor de µ:


I = I0e-µx

I/I0 = e-µx

Ln I/I0 = - µx

Ln I0/I = µx



µ = (1/x) (Ln I0/I)
En TC los valores I y I0 son conocidos (medidos por los detectores) y x es también conocido, de ahí que se puede calcular µ.

En el caso de la atenuación de un haz monoenergético cada sección de igual espesor atenúa el haz en cantidades iguales y la calidad del haz (energía) no cambia.

En la atenuación de un haz polienergético, mientras este pasa a través de iguales espesores de material, la atenuación no es exponencial como ocurre con el haz monoenergético y tanto la cantidad como la calidad del haz cambia. La primera sección atenúa más fotones que los siguientes, los fotones de baja energía son absorbidos quedando los de alta energía. Como resultado, el poder de penetración de los fotones aumenta y el haz se dice que se ha endurecido.

La ecuación I = I0e-µx solo se aplica al haz monoenergético. Como en TC se utiliza un haz con distintas energías, es necesario aproximar este haz a un haz monoenergético utilizando filtros a la salida del tubo que remueve los fotones de baja energía.


Si, como ocurre en el cuerpo humano, el haz de rayos X pasa a través de materiales de distintos coeficientes de atenuación, podemos considerar al cuerpo como compuesto por un gran número de elementos de igual tamaño (voxel), de largo x, cada uno de los cuales posee un coeficiente de atenuación.

Estos coeficientes de atenuación están indicados como µ1, µ2,..., µ n. Entonces, la ecuación de la ley de atenuación es:


(1 / x) . ln ( I0 / I ) = µ 2 +... + µn
Esta fórmula muestra que la atenuación total a lo largo de un rayo particular, es proporcional a la suma de los coeficientes de atenuación de todos los elementos que el rayo atraviesa. [7]

1.6. RECONSTRUCCIÓN DE LA IMAGEN
Es necesario definir algunos términos que serán utilizados en el desarrollo del tema de la reconstrucción. Para ello se hará uso de la figura X.




Figura x: proyección obtenida cuando el haz pasa a través del objeto representado por f (x, y). rayo suma:
Figura xv: efecto de rayado en una imagen causado por objetos metálicos. ▪ endurecimiento del haz:
Figura xxix: corte de un imán superconductor para irm. bobinas de gradiente
Figura lv: a)
Figura lvii: a)
Figura lxiii:



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