Una radiografía es, en esencia, un juego de sombras: al atravesar el haz del tubo al paciente, los distintos tejidos lo absorben en distinta medida, y el patrón de radiación que llega al detector porta esa «sombra». La siguiente animación resume todo el recorrido; después desglosamos cada paso.
1 · Los rayos X nacen en el tubo
Todo empieza en el tubo de rayos X. El filamento caliente del cátodo emite electrones; la tensión de 20–150 kV aplicada entre cátodo y ánodo los acelera hacia el ánodo.1 Al chocar contra el ánodo, la mayor parte de su energía cinética se convierte en calor y solo una pequeña fracción en rayos X — por eso la gestión térmica del ánodo es crítica.1
Dos mecanismos producen rayos X: la radiación de frenado (bremsstrahlung) (un espectro continuo por el frenado de los electrones cerca del núcleo) y la radiación característica (por el llenado de una vacante en una capa interna).1
Antes de salir del tubo, el haz se filtra: se eliminan los fotones de baja energía que añaden dosis a la piel sin aportar a la imagen, «endureciendo» el haz. El colimador limita después el haz solo a la zona necesaria.
2 · A través del paciente: aquí se «escribe» la imagen
La información real se forma dentro del paciente. Al atravesar el tejido, el haz se atenúa — pero no todos los tejidos atenúan por igual. La probabilidad de absorción fotoeléctrica es aproximadamente proporcional al cubo del número atómico e inversamente al cubo de la energía (≈ Z³/E³).2 Por eso el hueso (calcio), de número atómico alto, absorbe mucho; el tejido blando transmite la mayor parte del haz. Esta absorción diferencial entre tejidos es la fuente del contraste.2
Esta atenuación es matemáticamente exponencial: el número de fotones que atraviesan un tejido de espesor x sin interaccionar decae exponencialmente respecto al número inicial (ley de Beer–Lambert):
Aquí μ es el coeficiente de atenuación lineal del tejido — alto en el hueso, bajo en el tejido blando; cuanto mayor es μ, menos fotones pasan. El patrón de fotones que llega al detector surge precisamente porque esta atenuación exponencial varía de un tejido a otro.2
Justo antes de alcanzar el detector, el haz porta un patrón aún no visible — la «imagen aérea». La mayor amenaza para ese patrón es el paso siguiente: la dispersión.
3 · Dispersión y rejilla
La dispersión Compton es la interacción predominante en el tejido blando dentro del rango diagnóstico; el fotón choca con un electrón y sigue en una dirección cambiada.2 Estos fotones dispersados llegan al detector con ángulos aleatorios y velan la imagen, reduciendo el contraste. La dispersión crece con el tamaño del campo y el grosor del paciente — mucho mayor en el abdomen que en una extremidad; colimar a un campo menor la reduce.3
La herramienta más utilizada contra la dispersión es la rejilla antidifusora: finas láminas de plomo (septos) que dejan pasar los fotones primarios perpendiculares y absorben los dispersados oblicuos.3
4 · El detector: del haz a la señal
El haz ha llegado ya al detector — pero para «ver» los rayos X primero hay que convertirlos en una señal medible. Hay dos vías principales:3
- Conversión indirecta: el rayo X se convierte primero en luz visible en un centelleador (yoduro de cesio, CsI; o Gd₂O₂S); un fotodiodo convierte esa luz en carga eléctrica, que se almacena en el condensador del dexel. Como la luz se dispersa un poco en este proceso de dos pasos, la nitidez disminuye ligeramente.3
- Conversión directa: un fotoconductor de selenio amorfo (a-Se) convierte el rayo X directamente en carga — sin paso por la luz. El campo aplicado lleva la carga directamente al electrodo de recolección; como la carga no se dispersa lateralmente, la resolución espacial es mejor.3
5 · De la señal a la pantalla
La superficie del detector es una matriz de millones de diminutos elementos detectores — los dexels. Cada dexel tiene un conmutador TFT, un electrodo de recolección de carga y un condensador de almacenamiento. Durante toda la exposición cada dexel acumula su propia carga; cuando la exposición termina, la matriz se lee fila a fila.3
La señal de carga analógica pasa entonces por un convertidor analógico-digital (CAD) y se convierte en un número — un valor de gris para cada píxel. Se aplica el procesamiento de imagen (ventaneo, realce de bordes) y el resultado aparece en la pantalla. El sistema genera además un índice de exposición (IE) que retroalimenta el nivel de dosis que llega al detector.
Toda la cadena
Así, el momento que llamamos a la ligera «pulsar el botón y obtener una imagen» esconde por detrás una cadena física ceñida: producción en el tubo → filtración/colimación → atenuación diferencial en el paciente → dispersión y rejilla → conversión de haz a señal en el detector → CAD y procesamiento de imagen → pantalla. En cada eslabón se reajusta el equilibrio entre dosis y calidad de imagen — y medir y optimizar cada paso de esta cadena es la tarea de la física médica.
Referencias
- Bushberg JT, Seibert JA, Leidholdt EM, Boone JM. The Essential Physics of Medical Imaging, 3rd ed. Lippincott Williams & Wilkins, 2011. Bölüm 6 (X-ışını üretimi, s.167; bremsstrahlung s.37; karakteristik s.32). Atıflardaki sayfa numaraları bu baskıya aittir.
- Bushberg JT, et al., a.g.e., Bölüm 3 — etkileşimler: fotoelektrik (≈Z³/E³, s.42), Compton saçılması (s.39) ve üstel zayıflama (N = N₀e−μx, Denklem 3-5).
- Bushberg JT, et al., a.g.e., Bölüm 7 — radyografi ve dedektörler: anti-saçılma grid (s.231), sintilatör/indirekt algılama (s.209), bilgisayarlı radyografi/depo fosforu (s.213), düz panel TFT dizileri ve direkt/indirekt dönüşüm (s.220–221).