UNIVERSIDAD DE COSTA RICA SISTEMA DE ESTUDIOS DE POSGRADO ESTUDIO DE LA DISPERSIÓN EN PROCEDIMIENTOS ODONTOLÓGICOS USANDO EQUIPOS DE RAYOS X PORTÁTILES INTRAORALES Tesis sometida a la consideración de la Comisión del Programa de Posgrado en Física para optar al grado y título de Maestría Académica en Física Médica SASHA OLESSIA PESSOA QUESADA Ciudad Universitaria Rodrigo Facio, Costa Rica 2023 ii DEDICATORIA A mis padres y a Javier; Por su paciencia y amor incondicional. iii AGRADECIMIENTOS Agradezco a M. Sc. Gerardo Noguera Vega por sus guía y colaboración en el desarrollo de esta Tesis, y a M. Sc. Ing. Ernesto Corrales Corrales, por el desarrollo del sistema de posicionamiento de los equipos usados en esta Tesis. iv Esta tesis fue aceptada por la Comisión del Programa de Posgrado en Física de la Universidad de Costa Rica, como requisito parcial para optar al grado y título de Maestría Académica en Física Médica. ______________________________________ M.Sc. Tatiana Vargas Koudriavtsev Representante de la Decana Sistema de Estudios de Posgrado ______________________________________ Dr. Erick Mora Ramírez Director de Tesis ________________________________________ M.Sc. Lucía Barba Ramírez Lectora ________________________________________ M.Sc. Ana Cecilia Ruiz Imbert Lectora ________________________________________ Dr. Jorge Gutiérrez Camacho Director Programa de Posgrado en Física ________________________________________ Sasha Olessia Pessoa Quesada Candidata v ÍNDICE DE CONTENIDOS DEDICATORIA ................................................................................................................................ ii AGRADECIMIENTOS ................................................................................................................... iii ÍNDICE DE CONTENIDOS ............................................................................................................ v RESUMEN ....................................................................................................................................... vii ABSTRACT .................................................................................................................................... viii ÍNDICE DE TABLAS ...................................................................................................................... ix ÍNDICE DE FIGURAS ..................................................................................................................... x I. INTRODUCCIÓN ......................................................................................................................... 1 OBJETIVOS .................................................................................................................................. 4 OBJETIVO GENERAL .............................................................................................................. 4 OBJETIVOS ESPECÍFICOS ...................................................................................................... 4 II. MARCO TEÓRICO .................................................................................................................... 5 INTERACCIÓN DE LOS RAYOS X CON LA MATERIA .......................................................... 5 Efecto Fotoeléctrico .................................................................................................................... 7 Efecto Compton........................................................................................................................... 9 EQUIPOS DE RAYOS X ............................................................................................................. 11 Equipos de rayos X dentales ..................................................................................................... 16 PROTECCIÓN RADIOLÓGICA ................................................................................................. 17 Efectos biológicos ..................................................................................................................... 17 Magnitudes dosimétricas ........................................................................................................... 19 Magnitudes de protección radiológica ...................................................................................... 21 DOSIMETRIA .............................................................................................................................. 24 Detector de Semiconductor ....................................................................................................... 25 Dosimetría Personal .................................................................................................................. 27 CANTIDADES ESTADÍSTICAS ................................................................................................ 28 ANATOMÍA DE LA CAVIDAD BUCAL .................................................................................. 30 RADIOLOGÍA INTRAORAL ...................................................................................................... 32 Técnica de la Bisectriz .............................................................................................................. 32 Técnica paralela......................................................................................................................... 33 III. METODOLOGÍA ..................................................................................................................... 35 EQUIPO UTILIZADO .................................................................................................................. 36 POSICIONAMIENTO .................................................................................................................. 38 vi Posicionamiento del detector .................................................................................................... 38 Posicionamiento del equipo de rayos X .................................................................................... 40 ANALISIS DE DATOS ................................................................................................................ 42 IV. RESULTADOS Y DISCUSIÓN .............................................................................................. 44 ANÁLISIS ESTADÍSTICO .......................................................................................................... 45 CAMPOS DE DISTRIBUCIÓN DE LA TASA DE DOSIS EQUIVALENTE AMBIENTAL ... 45 Cristalino ................................................................................................................................... 49 Tórax ......................................................................................................................................... 49 Gónadas ..................................................................................................................................... 50 EFECTIVIDAD DEL DISCO ANTI-DISPERSIÓN .................................................................... 51 Cristalino ................................................................................................................................... 52 Tórax ......................................................................................................................................... 54 Gónadas ..................................................................................................................................... 55 VARIACIÓN DE LA TASA DE DOSIS EQUIVALENTE AMBIENTAL CON LA POSICIÓN VERTICAL ................................................................................................................................... 57 TASA DE DOSIS EQUIVALENTE AMBIENTAL ANUAL ..................................................... 59 RECOMENDACIONES ............................................................................................................... 60 V. CONCLUSIONES ...................................................................................................................... 65 VI. REFERENCIAS ........................................................................................................................ 67 Apéndice A: Datos obtenidos ......................................................................................................... 70 Apéndice B: Códigos en C .............................................................................................................. 73 CÓDIGO EN C PARA LOS CAMPOS DE DISTRIBUCIÓN DE LA TASA DE DOSIS EQUIVALENTE AMBIENTAL .................................................................................................. 73 CÓDIGO EN C PARA LA EVALUACIÓN DE LA EFICIENCIA DEL DISCO ANTI- DISPERSIÓN ................................................................................................................................ 75 CÓDIGO EN C PARA LOS CAMPOS DE DISTRIBUCIÓN DE LA TASA DE DOSIS EQUIVALENTE AMBIENTAL RESPECTO A LA ALTURA .................................................. 77 Anexo: Presentación de Poster de Investigación .......................................................................... 80 vii RESUMEN Los equipos de rayos X manuales son de gran utilidad en la odontología ya que son accesibles y versátiles, sin embargo, el uso manual del emisor puede ser de riesgo para los operadores y demás personal presente en el consultorio. Por lo tanto, esta tesis evalúa los niveles de tasa de dosis equivalente ambiental producida por la radiación dispersa en un maniquí antropomórfico de cabeza, al ser irradiado con un equipo de rayos X manual intraoral, simulando la técnica de la bisectriz para la adquisición de imágenes intraorales periapicales de molar superior. Esta técnica fue elegida ya que simula las condiciones reales de uso del equipo, además, la adquisición de imágenes de los molares es la técnica con mayor tiempo de exposición para este tipo de equipos. Las medidas de la tasa de dosis equivalente ambiental se realizaron con un detector de semiconductor que fue ubicado en diversas posiciones angulares, radiales y verticales para generar tres campos de distribución de la tasa de dosis equivalente ambiental. Esta medición se realizó en dos escenarios, primero con el uso de disco anti-dispersión y se repitieron las mediciones sin el disco anti-dispersión. Los campos de distribución de la tasa de dosis equivalente ambiental son una representación visual del campo de radiación producido por el equipo de rayos X intraoral. Las figuras obtenidas con la Librería Root, evidencian las asimetrías que provocan las angulaciones del equipo en la distribución de la dosis que llega al operador, así como la variación del campo de radiación con la posición vertical. Este tipo de representaciones son novedosas en la radiología odontológica. Se crearon gráficas que muestran la efectividad el disco anti-dispersión, que reduce la tasa de dosis equivalente ambiental hasta un 94%. Al evaluar la tasa de dosis equivalente ambiental a una distancia de 0.1 m del emisor, se obtienen valores en el rango de los 0.32 mSv/año y los 11.1 mSv/año utilizando el disco anti-dispersión, esto demuestra la necesidad de utilizar dosimetría personal para manipular los equipos de rayos X portátiles manuales intraorales. Sin embargo, al aumentar la distancia entre la fuente y el operador utilizando el disco anti-dispersión se puede asegurar que las dosis que llegan al operador son menores a 1 mSv/año, por lo que la implementación de buenas prácticas de protección radiológica minimiza las posibilidades de presentar efectos estocásticos de la radiación. viii ABSTRACT The hand-held dental X-ray equipment are useful in dentistry due to their accessibility and versatility; however, the manual usage of the X-ray generator can be a risk for the user and other staff in the office. Therefore, this thesis evaluates the levels of the ambient equivalent dose rate produced by scattered radiation in an anthropomorphic head phantom while it was irradiated with a hand-held dental X-ray equipment, simulating the bisecting angle technique for periapical radiographies in maxillary molars. This technique was chosen because it recreates the real usage conditions of the equipment, also because the periapical radiography in maxillary molars requires the longest exposure time for this kind of X-ray equipment. The measurement of the ambient equivalent dose rate was performed with a semiconductor´s detector placed in multiple angular, radial and vertical positions to create a distribution field of ambient equivalent dose rate. This measurement was performed in two settings, first with the usage of the anti-scattered shield, and then without the shield. The distribution fields of the ambient equivalent dose rate are a visual representation of the radiation field produced by the intraoral X ray equipment; the figures obtained by the Root Library, show the asymmetries produced by the lateral and vertical angulation of the equipment in the dose distribution that reaches the operator, as well as the variation of the radiation field with the vertical position around the X ray machine. This kind of representation are a novelty in dental radiology. To exhibit the efficiency of the anti-scattered shield a new set of graphs was created, these graphs show a reduction in the dose rate up to 94%. When evaluating the ambient equivalent dose rate at the distance of 0.10 m form the X ray machine using the shield, the ambient equivalent dose rate takes values between 0.32 mSv/year and 11.1 mSv/year. This shows the need of personal dosimetry while using the hand-held dental X-ray equipment for intraoral radiography. Nevertheless, using the shield and increasing the distance between the user and the equipment, it can be ensured that this ambient equivalent dose rates decrease to values under 1 mSv per year. Hence, if good practices of radiologic protection are implemented, the probabilities to present stochastic effect are minimized. ix ÍNDICE DE TABLAS Tabla I -------------------------------------------------------------------------------------------------- 21 Tabla II ------------------------------------------------------------------------------------------------- 22 Tabla III ------------------------------------------------------------------------------------------------ 23 Tabla IV ------------------------------------------------------------------------------------------------ 27 Tabla V: ------------------------------------------------------------------------------------------------ 37 Tabla VI: ----------------------------------------------------------------------------------------------- 45 Tabla VII: ---------------------------------------------------------------------------------------------- 59 Tabla VIII ---------------------------------------------------------------------------------------------- 60 Tabla AI ------------------------------------------------------------------------------------------------ 70 Tabla AII ----------------------------------------------------------------------------------------------- 71 Tabla AIII ---------------------------------------------------------------------------------------------- 72 x ÍNDICE DE FIGURAS Figura 1 --------------------------------------------------------------------------------------------------- 7 Figura 2 --------------------------------------------------------------------------------------------------- 8 Figura 3 --------------------------------------------------------------------------------------------------- 9 Figura 4 ------------------------------------------------------------------------------------------------- 10 Figura 5 ------------------------------------------------------------------------------------------------- 12 Figura 6 ------------------------------------------------------------------------------------------------- 14 Figura 7 ------------------------------------------------------------------------------------------------- 15 Figura 8 ------------------------------------------------------------------------------------------------- 26 Figura 9 ------------------------------------------------------------------------------------------------- 31 Figura 10 ----------------------------------------------------------------------------------------------- 33 Figura 11 ----------------------------------------------------------------------------------------------- 34 Figura 12 ----------------------------------------------------------------------------------------------- 35 Figura 13. ----------------------------------------------------------------------------------------------- 36 Figura 14 ----------------------------------------------------------------------------------------------- 39 Figura 15 ----------------------------------------------------------------------------------------------- 40 Figura 16 ----------------------------------------------------------------------------------------------- 41 Figura 17 ----------------------------------------------------------------------------------------------- 42 Figura 18 ----------------------------------------------------------------------------------------------- 46 Figura 19 ----------------------------------------------------------------------------------------------- 47 Figura 20 ----------------------------------------------------------------------------------------------- 48 Figura 21 ----------------------------------------------------------------------------------------------- 53 Figura 22 ----------------------------------------------------------------------------------------------- 54 Figura 23 ----------------------------------------------------------------------------------------------- 56 Figura 24 ----------------------------------------------------------------------------------------------- 58 Figura 25 ----------------------------------------------------------------------------------------------- 63 1 I. INTRODUCCIÓN El uso de equipos emisores de rayos X en odontología es de vital importancia para el diagnóstico adecuado de un paciente, por lo tanto, es usual que en las clínicas odontológicas se cuente con este tipo de dispositivos. Existe gran variedad de equipos fijos que son utilizados en esta área, los cuales pueden producir imágenes en tres dimensiones como el “Cone-beam CT” que posee un campo de visión maxilofacial. Por otro lado, están los equipos que producen imágenes en dos dimensiones, como las radiografías panorámica y cefalométrica que poseen detectores de rayos X extraorales y son capaces de generar imágenes del área maxilofacial. También existen las radiografías intraorales, en las cuales, se debe posicionar el receptor de la imagen dentro de la boca del paciente y la posición del equipo debe variar según la región anatómica que se desea evaluar, este tipo de radiografías dentales son las más comunes (Tsapaki, 2017). Los equipos de radiografías intraorales pueden ser fijos, que se colocan en una pared fija de la clínica o consultorio odontológico o bien pueden ser portátiles, estos últimos pueden movilizarse dentro y fuera de la clínica odontológica; estos equipos portátiles pueden ser de pie o de uso manual. Los equipos de rayos X intraorales portátiles se han popularizado debido a la versatilidad de su uso. En las últimas décadas el desarrollo de nuevas tecnologías ha originado equipos portátiles cada vez más pequeños y accesibles económicamente, como es el caso de los equipos de rayos X intraorales portátiles manuales, no obstante, nuestro país no cuenta con la legislación necesaria para regular la compra, venta y uso de los equipos de rayos X portátiles manuales y su uso indiscriminado puede provocar una exposición innecesaria a la radiación del personal ocupacionalmente expuesto y un incumplimiento del principio de limitación de la dosis (Berkhout y otros, 2015). Por los argumentos expuestos anteriormente, surgió la necesidad de evaluar exhaustivamente el funcionamiento de un equipo intraoral portátil manual, para determinar si existe un aumento preocupante en la dosis que llega al operador al sostener estos dispositivos con las manos, para así, verificar si es indispensable el uso de equipos de protección adicionales para proteger los órganos de riesgo del operador, como pueden ser el cristalino o las extremidades. 2 Esta evaluación se logró al medir la tasa de dosis equivalente ambiental con el uso de un detector de semiconductor, el cual fue expuesto a la radiación dispersa en un maniquí antropomórfico, producida por el equipo de rayos X de mano portátil Exaro Xray2Go Portable X-ray System (Digital Doc LLC, 2012). Una vez determinada la tasa de dosis equivalente ambiental, se calcularon los parámetros de interés que aseguran la confiabilidad de las mediciones realizadas, como son las incertidumbres estándar y combinadas. Dicho procedimiento se realizó para múltiples posiciones angulares a diversas distancias radiales desde la fuente de radiación. Está evaluación se llevó a cabo para el paciente sentado en dos escenarios, utilizando el disco de protección de la radiación dispersa y sin usar dicho disco; para la simulación del paciente se utilizó un maniquí de dosimetría de cabeza RANDO ART Series. Para realizar el análisis de los datos obtenidos, se crearon códigos en C utilizando la librería Root del CERN, a partir de estos códigos se generaron gráficas que representan los campos de distribución de la tasa de dosis equivalente ambiental, producidos por dispersión en procedimientos odontológicos usando un equipo de rayos X portátil intraoral manual. A partir de dichas gráficas se evaluó el comportamiento de la radiación que se dispersa en el paciente y en el inmobiliario que está ubicado en el consultorio y se verificó la efectividad del disco de protección a la radiación dispersa. Además de la creación de los campos de distribución de la tasa de dosis equivalente ambiental, se calculó la tasa de dosis equivalente ambiental anual, considerando las condiciones de uso habituales de los equipos intraorales manuales en un consultorio odontológico. Con esta información se logró determinar la necesidad del monitoreo de la dosis al realizar imágenes intraorales con equipos manuales. La medición de la tasa de dosis equivalente ambiental se realizó en posiciones muy cercanas al equipo emisor de rayos X, esto brinda información certera sobre la cantidad de dosis que verdaderamente llega al operador del equipo cuando lo sostiene con las manos, por lo que este proyecto brinda información novedosa que puede ser utilizada en el área de protección radiológica odontológica. La representación gráfica de los campos de distribución de la tasa de dosis equivalente ambiental brinda una visualización explícita del campo de radiación ionizante producido en 3 las cercanías al equipo de rayos X intraoral, que recuerda que la radiación ionizante está ahí siempre que encienda un equipo de rayos X, aunque está no sea perceptible con los cinco sentidos. 4 OBJETIVOS OBJETIVO GENERAL Cuantificar la tasa de dosis equivalente ambiental generada por radiación dispersa en un maniquí antropomórfico de cabeza al realizar estudios intraorales (periapicales posteriores) utilizando un equipo de rayos X intraoral portátil manual y un detector de semiconductor. OBJETIVOS ESPECÍFICOS • Generar campos de distribución de la tasa de dosis equivalente ambiental, producida por la dispersión de radiación en un maniquí antropomórfico, al usar un equipo de rayos X intraoral portátil manual, sin el disco de protección contra la radiación dispersa en diferentes planos de medición. • Generar campos de distribución de la tasa de dosis equivalente ambiental, producida por la dispersión de radiación en un maniquí antropomórfico, al usar un equipo de rayos X intraoral portátil manual, con el disco de protección contra la radiación dispersa en diferentes planos de medición. • Comparar los mapas de distribución de la tasa de dosis equivalente ambiental por dispersión para los casos con y sin disco de protección contra la radiación dispersa. • Generar recomendaciones de protección radiológica para profesionales en odontología que pudieran utilizar este tipo de equipos. 5 II. MARCO TEÓRICO Las radiaciones ionizantes se caracterizan por su habilidad de ionizar los átomos en la materia con que interactúen, la cantidad energía en exceso que debe tener la radiación para causar una ionización se encuentra en el rango de los 4 a 25 eV. La radiación ionizante se clasifica en dos tipos; radiación directamente ionizante (interacciones de Coulomb) para partículas cargadas y radiación indirectamente ionizante producida por partículas eléctricamente neutras que transfieren su energía a las partículas cargadas en la materia con que interactúan. Pueden tener masa como es el caso de los neutrones, o bien, sin masa como los fotones. Los fotones que producen ionización pueden ser rayos γ, si son emitidas por aniquilación de pares o interacciones en el núcleo del átomo, o bien rayos X que se emiten por interacciones entre partículas cargadas, cambio en los niveles energéticos de la nube electrónica del átomo (rayos X característicos) o por desaceleración (Bremsstrahlung) (Attix, 2004). El desarrollo de este proyecto se enfoca en los rayos X, su producción, interacciones con la materia, sus usos (principalmente en la aplicación odontológica), los efectos biológicos que estos puedan producir y como proteger a las personas que manipulan los equipos emisores de rayos X. INTERACCIÓN DE LOS RAYOS X CON LA MATERIA Las radiaciones indirectamente ionizantes como los rayos X que atraviesan la materia pueden hacerlo sin interacción, pueden ser absorbidos o bien pueden ser dispersados. Los fotones que atraviesan la materia sin interacción continúan su camino sin perdidas de energía hasta que logran interactuar con la materia. Por otro lado, la radiación que es absorbida interactúa con los átomos que componen el medio que atraviesan depositando toda la energía que estos fotones posean. Estas dos formas de interacción de los rayos X con la materia son utilizadas, por ejemplo, para la formación de imágenes médicas, donde los fotones atraviesan los tejidos blandos y se absorben en los tejidos más densos como los huesos. También, la 6 radiación se puede dispersar en el medio de propagación, la dispersión está regida por la probabilidad de colisión entre el fotón incidente y los átomos contenidos en una masa dada de material, en estas interacciones los fotones pueden ceder parte de la energía que transportan y desviarse de la trayectoria con la que fueron emitidos originalmente (Attix, 2004). Existen cuatro interacciones fundamentales que se dan entre los rayos X y la materia: el efecto fotoeléctrico, la dispersión de Compton (incoherente), la producción de pares y tripletes y la dispersión de Rayleigh (coherente), en esta última interacción los fotones siguen su camino sin perder energía ni cambiar de trayectoria (Bushberg y otros, 2012). El efecto fotoeléctrico, el efecto Compton y la producción de pares y tripletes, resultan en la transferencia de energía a los electrones en la materia, cambiando su trayectoria y dando lugar a la radiación dispersa; el tipo de interacción que se da entre los fotones y la materia, depende de la energía que tenga el fotón y del número atómico que tenga el medio de propagación, de forma tal que para energías relativamente bajas (menores a los 100 keV) las interacciones dominantes serán las interacciones de fotoeléctrico y Compton, además, cuando los fotones que se propagan por el aire e inciden en un material con numero atómico mayor, se produce un aumento en el número de interacciones de Compton y fotoeléctrico (Attix, 2004). En la Figura 1 muestra la importancia que toma cada uno de los tipos de interacción de los rayos X con la materia, según la energía del fotón y el numero atómico del material que los fotones atraviesan (Attix, 2004). En los equipos de rayos X convencionales para radiodiagnóstico las energías toman valores máximos cercanos a los 100 keV (Dance y otros, 2014). Como se puede observar en la Figura 1 para las energías cercanas a los 100 keV el efecto dominante es el fotoeléctrico, y el efecto Compton puede presentarse con menor probabilidad, al considerar materiales con numero atómico bajo, como pueden ser el aire o el tejido blando, tanto el efecto fotoeléctrico como el Compton son de gran importancia, sin embargo al considerar materiales metálicos que tienen números atómicos altos, el efecto fotoeléctrico es más probable, por lo que habrá un mayor número de interacciones secundarias en los metales. Estas interacciones secundarias y el efecto Compton son los 7 principales productores de radiación dispersa, por lo que tendremos más cantidad de radiación dispersa si la radiación incide en materiales de bajo número atómico. Figura 1 Importancia relativa de las tres interacciones de los fotones con la materia. Nota: Tomado de Introduction to radiological physics and radiation dosimetry, Attix, 2004, Wiley (p. 125). Efecto Fotoeléctrico El efecto fotoeléctrico es la interacción predominante para fotones de energías menores a 1 MeV (Figura 1). La Figura 2 es un diagrama de la interacción entre un átomo y un fotón por medio del efecto fotoeléctrico, el fotón con energía hυ, interactúa con un electrón en la nube electrónica de un átomo depositando en él toda la energía, ionizando el átomo y entregando energía cinética tanto al electrón como al átomo; en este caso el fotón ha sido absorbido por completo en el átomo y no se generan fotones dispersados, sin embargo, se 8 presenta una cascada de emisiones de rayos X característicos que provienen del llenado del espacio vacío que dejó el fotoelectrón. Figura 2 Diagrama del efecto fotoeléctrico. Nota: El fotón con energía hυ, cede toda su energía al electrón en la capa de valencia del átomo, que se mueve con energía cinética T, el átomo ionizado tiene una energía cinética cercana a cero. (Elaboración propia). La sección transversal de interacción es el área donde el fotón tiene mayor probabilidad de interactuar con el átomo y representa la probabilidad de ocurrencia de las interacciones fotoeléctricas. La ecuación 1, muestra la sección transversal de interacción por efecto fotoeléctrico para un átomo, integrada en todos los ángulos de emisión del fotoelectrón para fotones incidentes con energías menores o iguales a 100 keV, de la cual podemos ver que la probabilidad de interacción aumenta al disminuir la energía del fotón incidente y aumenta al aumentar el número atómico del material donde incide el fotón. 𝜏(𝑍, ℎ𝜈) = 𝑘 𝑍4 ℎ𝑣3 (1) 9 Efecto Compton En las interacciones por efecto Compton se considera una colisión elástica entre el fotón incidente y un electrón libre, estacionario. Como se puede ver en la Figura 3, luego de la colisión el electrón se mueve con cierto valor de energía cinética que le brindó el fotón, el cual por conservación de la energía reduce la energía que llevaba el fotón incidente deflactándolo. Si se considera que la interacción se da realmente con un electrón en la nube electrónica de un átomo, el átomo quedará ionizado luego de la colisión (Attix, 2004). Figura 3 Diagrama del efecto Compton. Nota: El fotón incidente tiene una energía hυ y el dispersado hυ’, la energía cinética del electrón es T= hυ- hυ’. (Elaboración propia). En la Figura 4, se muestra la relación entre las energías del fotón incidente, el electrón y el fotón dispersado, para los ángulos de dispersión del fotón (45°, 90° y 180°), se puede observar que para energías cercanas a los 10-1 MeV todas las curvas de los distintos ángulos de dispersión convergen a la diagonal, lo que indica que los fotones incidente y dispersado tienen la misma energía independientemente del ángulo de dispersión, esta relación fue demostrada experimentalmente y se le conoce como la dispersión de Thompson, también es posible ver que esta relación no se cumple para valores mayores a los 10-1 MeV y que los fotones incidentes con mayores energías producen fotones dispersados con energías menores, 10 debido a que el electrón recibe una mayor cantidad de energía. La retrodispersión se da cuando el fotón se dispersa 180°, en este caso el fotón incidente le transfiere la mayor parte de su energía al electrón en forma de energía cinética y el fotón dispersado tiene la menor energía posible, sin embargo, en una interacción por efecto Compton el fotón incidente nunca puede transferir toda su energía en una colisión con el electrón libre (Attix, 2004). Figura 4 Representación de la cinemática del Efecto Compton Nota: La abscisa es la energía del fotón incidente y la ordenada es la energía del fotón dispersado, la línea vertical a la derecha es la energía cinética del fotoelectrón. Tomado de Introduction to radiological physics and radiation dosimetry, Attix, 2004, Wiley (p. 128). La sección transversal de interacción para el efecto Compton toma en cuenta la transferencia de energía que se da al electrón. Este efecto se da en rangos energéticos que requieren el uso de relaciones cuánticas para llegar a las expresiones que describen adecuadamente el comportamiento, como lo hicieron Klein y Nishina en su modelo. Entre las relaciones alcanzadas usando mecánica clásica están la relación de energías y del ángulo 11 de dispersión del electrón, sin embargo, para alcanzar la sección transversal, Klein-Nishina usaron la teoría de Dirac para el electrón. Con esto, determinaron que la sección transversal de interacción por átomo para cualquier material es directamente proporcional al número atómico de dicho material (Dance y otros, 2014). Según Dance, et Al. (2014) en radiodiagnóstico la radiación dispersa proviene principalmente de los procesos de dispersión coherente e incoherente, la magnitud de la dispersión depende principalmente del procedimiento radiográfico, el tamaño del haz de rayos X, el tamaño y posicionamiento del paciente. Las zonas del cuerpo donde el tejido blando es predominante son aquellas donde se produce mayor dispersión, las interacciones de dispersión aumentaran al alejar la superficie del paciente de la fuente de rayos X, debido a que se pierden las condiciones de haz delgado, el tamaño del paciente afecta principalmente a la formación de la imagen, sin embargo, el posicionamiento del paciente aumenta la radiación dispersa en todas las direcciones aumentando la dosis al operador. Además, existe un aumento importante de la radiación dispersa cuando los fotones cambian de medio de propagación, aumentando la radiación dispersa cuando los fotones inciden en un medio con número atómico mayor (Attix, 2004). EQUIPOS DE RAYOS X Los equipos generadores de rayos X poseen ciertos elementos básicos que se muestran en la Figura 5; un cátodo y un ánodo también llamado blanco, los cuales se encuentran dentro de una ampolla al vacío. Según exponen Brosed et al. (2004) al iniciar la producción de rayos X, hay una corriente eléctrica previa en el cátodo del sistema la cual se aumenta bruscamente para provocar la emisión termoiónica de los electrones del cátodo, que serán acelerados por una diferencia de potencial en el tubo para hacerlos impactar con el ánodo; esta diferencia de potencial aplicada entre estos dos electrodos está en el rango de 20 a 150 kV. Una vez que los electrones entran en contacto con el ánodo, se dan colisiones inelásticas entre los electrones incidentes y los átomos que conforman el ánodo, en estas colisiones la energía cinética del electrón incidente se transforma en calor aumentando la temperatura en el ánodo, la cantidad de energía que tenga el fotón es inversamente 12 proporcional a la probabilidad de interacción del electrón, que varía con la distancia radial del núcleo tal que las interacciones que producen mayor energía se dan directamente en el núcleo (Attix, 2004) (Bushberg y otros, 2012). Los electrones que viajan desde el cátodo al ánodo constituyen la corriente del tubo y la tensión que los acelera define la energía máxima que tendrán los rayos X. Figura 5 Circuito para emisión de rayos X Nota: Obtenido de The Essential Physics of Medical Imaging, Bushberg y otros, 2012, Wolkers Kluwer (p.172). Las interacciones que se dan entre los electrones incidentes y los átomos del cátodo pueden darse de dos formas, ya sea interactuando con los electrones en la nube electrónica emitiendo rayos X característicos, o bien con los núcleos atómicos donde los electrones se desaceleran al aproximarse a estos produciendo radiación de frenado (bremsstrahlung), este tipo de radiación es la predominante en los haces que se utilizan en radiodiagnóstico. La producción de rayos X tiene una eficiencia muy baja ya que solo el 1 % de la energía cinética que llevan los electrones incidentes se convierte en rayos X y el 99 % restante de esta energía se disipa en forma de calor (Bushberg y otros, 2012) 13 El área del ánodo donde inciden los electrones se denomina punto focal y es el lugar donde se generan los rayos X. El punto focal puede variar según la geometría de ánodo ya que pueden ser fijos o rotativos y pueden tener cierto grado de angulación respecto al cátodo, tanto la rotación como la angulación ayudan a disipar el calor en el ánodo sin sacrificar la resolución y nitidez de la imagen (Bushberg y otros, 2012). Los fotones de baja energía aumentan el ruido en la imagen y contribuyen a la dosis administrada al paciente sin proporcionar una mejora de la imagen, por esto se busca eliminar estos los fotones a través de la filtración, que modifica la calidad y la cantidad de fotones en el haz de rayos X al remover los fotones de menor energía en el espectro, reduciendo la cantidad de fotones de bajas energías y aumentando la energía promedio (Bushberg y otros, 2012). Existen dos formas de filtración del haz; la filtración inherente que se refiere al material que conforma la ampolla del tubo de rayos X y la filtración añadida, que son laminas usualmente metálicas que se colocan a la salida del haz para modificar su energía máxima. Al adquirir imágenes médicas se requiere una selección de parámetros que permitan tener una exposición intensa y breve, que genere una imagen de buena calidad. Los parámetros que el operador debe variar para la obtención de la imagen son: El kilovoltaje (kVp) que define la energía más probable que tendrán los fotones emitidos por el tubo de rayos X y determina el contraste que tendrá la imagen producida. La corriente o miliamperaje representa la cantidad de electrones que se desplazan en el tubo por unidad de tiempo, al multiplicarse por el tiempo de exposición (mAs) se determina la cantidad de fotones en el haz. Al aumentar el miliamperaje se reduce el tiempo de exposición y así se evita la pérdida de la nitidez en la imagen. (Bushberg y otros, 2012) Espectro de rayos X Según lo explica Bushberg y otros (2012) el espectro de rayos X es la distribución de probabilidad de los fotones en función de su energía. La desaceleración de los electrones por las interacciones de Coulomb en el núcleo da lugar a la producción de la radiación de frenado, dichas interacciones satisfacen la ley del inverso cuadrado de la distancia (~1/r2). Las interacciones entre los electrones acelerados y los átomos en el ánodo se muestran en la Figura 6, donde los electrones que inciden más cerca del núcleo (1) generan fotones de mayor 14 energía y son menos probable. Al alejarse del núcleo los fotones producidos tienen cada vez menor energía (entre 0 keV y el valor de voltaje en el tubo) y mayor probabilidad de ocurrir. Figura 6 Interacciones que dan lugar a la radiación de frenado Nota: Obtenido de The Essential Physics of Medical Imaging, Bushberg y otros, 2012, Wolkers Kluwer (p.172). Como se muestra en la Figura 7, el espectro de rayos X muestra una relación lineal con pendiente negativa de forma que el mayor número de fotones posee bajas energías, las cuales aportan dosis y aumentan el ruido en la imagen; por otro lado, los fotones con energía máxima tienen cero probabilidades de ocurrir. Al eliminar estos fotones de bajas energías con la filtración total del equipo de rayos X se logra anular los fotones con energías menores a los 10 keV y la probabilidad de fotones con energías superiores aumenta hasta alcanzar un valor máximo cuando la energía tiene un valor entre un tercio y un medio del voltaje máximo. 15 Figura 7 Espectro de energía para un blanco de tungsteno con electrones incidentes de 100 keV Nota: Las curvas delimitadas como A, B, C y D, son espectros de rayos X con diversos niveles de filtración siendo A el caso sin filtración. Obtenido de Introduction to radiological physics and radiation dosimetry, Attix, 2004, Wiley (p. 219). Dentro del espectro continuo de rayos X pueden encontrarse picos discretos de energía que corresponden a los rayos X característicos, estos picos de energía dependen de la composición del blanco y del voltaje en el tubo; se deben a la ionización de electrones de las capas internas de la nube electrónica del átomo, principalmente de las capas K, L y M (Bushberg y otros, 2012). En la Figura 7 se puede ver el espectro de rayos X sin filtración (A) y con distintos valores de filtración añadida (B, C y D), además podemos ver los máximos de emisión para los rayos X característicos. El espectro de rayos x puede variar según los parámetros elegidos para la adquisición de la imagen: la corriente, el voltaje pico, el tiempo de exposición y la filtración del haz, generan cambios perceptibles en la imagen, en la dosis absorbida en el paciente y a su vez la cantidad de radiación dispersa (Bushberg y otros, 2012). 16 Equipos de rayos X dentales El sistema de emisión de rayos X no han tenido muchos cambios desde su descubrimiento (Dance y otros, 2014), aun así, estos equipos han sido sometidos a optimizaciones que van de la mano con el desarrollo tecnológico, cuyo objetivo ha sido dar imágenes de mejor calidad y reducir la cantidad de dosis de radiación que llega a los pacientes, además estas optimizaciones obedecen a los diversos usos que pueden tener las imágenes de rayos X. Los equipos de rayos X usados en radiodiagnóstico dental se pueden dividir en dos categorías, las que producen imágenes en dos o tres dimensiones (Tsapaki, 2017). Los equipos que producen imágenes en dos dimensiones son los más utilizados en la odontología. El equipo más utilizado es el intraoral, en estos equipos el receptor de imagen tiene una exposición directa y se coloca dentro de la boca del paciente, este receptor de la imagen puede ser analógico o digital, la técnica de uso de los equipos intraorales depende de la región anatómica que se quiera estudiar. Estos equipos pueden ser fijos de uso en un único consultorio o bien pueden ser portátiles. Las imágenes intraorales tienen buena resolución espacial. La radiografía panorámica genera imágenes en dos dimensiones, en este equipo el tubo emisor de rayos X y el receptor de la imagen giran en torno al paciente para generar imágenes mandibulares y maxilares, este tipo de imágenes se utilizan principalmente en el planeamiento del tratamiento y para control postoperatorio. Los equipos que generan imágenes en tres dimensiones son capaces de reproducir en gran detalle la anatomía maxilofacial. Uno de los equipos que producen imágenes tridimensionales son los “Cone-beam CT”, los cuales utilizan un haz de rayos X con forma de cono que abarca toda el área maxilofacial en su campo de visión, el sistema tiene un arco en C en el cual el emisor de rayos X gira alrededor del paciente y es capaz de adquirir hasta 600 imágenes, las cuales son analizadas por un sofisticado sistema de adquisición de imágenes. Además, es posible adaptar los equipos de CT con multi detector utilizados en radiología convencional para general imágenes dentales mediante el uso de softwares especiales, estos equipos utilizan un haz de rayos X en forma de abanico y un detector en dos 17 dimensiones que generan imágenes milimétricas, la principal desventaja de esta técnica es que imparte una dosis considerablemente mayor que la técnica de “cone beam” (Tsapaki, 2017). El equipo de rayos X que se utilizara durante la adquisición de datos de este proyecto es de tipo portátil manual, el cual es utilizado con la técnica intraoral. Este tipo de equipos se deben sostener en las manos de operador y suelen tener una forma similar a una cámara fotográfica o de una secadora de cabello y en su interior se encuentra un tubo de rayos X como el que se describió anteriormente, funcionan con una batería la cual debe tener cierto nivel de carga que asegure el funcionamiento adecuado del mismo. Este tipo de equipos pueden tener un disco protector en la salida los rayos X que protege al operador de los rayos X dispersados por el paciente (Smith R, 2019). Estos equipos poseen parámetros predefinidos que no pueden ser variados por el operador como lo son el kilovoltaje y la corriente. PROTECCIÓN RADIOLÓGICA De acuerdo con la Comisión Internacional de Protección Radiológica, (ICRP, por sus siglas en inglés) (2007) la protección radiológica se ocupa prevenir o evitar los efectos nocivos de las radiaciones ionizantes. Dichos efectos están divididos en deterministas (reacciones tisulares asociadas a una dosis umbral) y estocásticos, estos últimos tienen comportamientos de tipo probabilístico y no existe una dosis umbral que defina si estos efectos se presentarán. Dentro de los efectos estocásticos podemos encontrar enfermedades heredables y el cáncer radio inducido, por lo tanto, el uso de las radiaciones ionizantes debe generar un beneficio a la sociedad que compense los posibles riesgos asociados a su uso. Además, dichos riesgos deben ser cuantificados y limitados para evitar los efectos determinísticos. Efectos biológicos La radiobiología estudia los efectos que tiene la radiación ionizante en los sistemas vivientes, para lograr determinar estos efectos se debe conocer la organización de los 18 sistemas biológicos y la escala temporal en que ocurren las interacciones con la radiación, a que empiezan a darse desde 10-13 s después de la exposición y sus efectos pueden presentarse meses e incluso años después. La radiación actúa sobre los sistemas vivientes por medio de efectos directos e indirectos (Joiner & van der Kogel, 2019). Los efectos directos se presentan cuando un fotón o un electrón secundario ionizan una macromolécula biológica, produciendo radicales libres inestables que buscan su estabilidad, ya sea disociándose o bien uniéndose a otra molécula. La molécula alterada sufre cambios funcionales y estructurales, cambiando el funcionamiento del organismo. Los efectos indirectos ocurren cuando el fotón ioniza una molécula de agua formando radicales libres simples que producen cambios biológicos en las moléculas, las moléculas de agua se dividen en átomos de hidrogeno y radicales hidroxilos (OH) que, al interactuar con las moléculas orgánicas, forman radicales libres orgánicos (Tsapaki, 2017). La radiación ionizante puede causar en las moléculas de ADN: la ruptura de una o ambas hebras, la ruptura entre los enlaces de las hebras, entre otros. Las células intentan reparar estos daños, los cuales pueden o no ser corregidos dependiendo de la severidad del daño. Por esto, los efectos directos e indirectos producen daños al ADN que derivan en muerte celular, mutaciones genéticas o formación de cáncer (carcinogénesis). El nivel del efecto causado por la radiación ionizante está determinado por el tipo de radiación y la transferencia lineal de energía (LET), la cantidad de dosis se define por el tiempo de exposición a la radiación y la efectividad biológica relativa (RBE) (Joiner & van der Kogel, 2019). De acuerdo con Tsapaki (2017), el tipo de tejido que está expuesto a la radiación determina que tan rápido se producen los daños en las células y como esto afecta su ciclo celular, determinando así la radiosensibilidad de los tejidos, siendo tejidos como la piel, la mucosa intestinal y el sistema hematopoyético de los tejidos más sensibles. Los efectos biológicos pueden ser deterministas o estocásticos, los cuales estarán asociados los daños producidos en la célula. Los efectos deterministas se producen por daños estructurales a las macromoléculas de la célula y se vuelven aparentes a las pocas horas de la 19 exposición. Si el daño se produce en el núcleo de la célula esta produce muerte celular, también se pueden ver daños en los cromosomas los cuales pueden afectar la reproducción celular e incluso la muerte celular. Los efectos deterministas pueden ser de corto plazo que se presentan en los primeros días luego de la exposición y se presentan en tejidos más radiosensibles, también pueden ser de largo plazo, estos efectos se presentan meses o años luego de la irradiación, los cuales se presentan para radiación con alto (LET) como son las partículas Alpha. Los efectos estocásticos están determinados por daño subletal en el ADN de las células individuales, y el efecto más importante es la carcinogénesis. La radiación ionizante actúa como un promotor, estimulando a la célula a mutar, convirtiendo las células premalignas en células malignas. Los efectos estocásticos también producen daños heredables, que están asociados al daño genéticos en las células reproductivas (Joiner & van der Kogel, 2019). Magnitudes dosimétricas Desde el punto de vista de la protección radiológica, los equipos portátiles de rayos X son de interés ya que son operados fuera de ambientes con blindajes especiales. De acuerdo con Dance et al. (2014), los equipos de rayos X cuentan con un blindaje externo que cumple dos funciones: primero, proteger el tubo de rayos X y segundo generar un blindaje a la radiación que es emitida en las direcciones fuera del haz de rayos X, por lo tanto, se puede considerar que no existe radiación de fuga del tubo emisor. Siendo que la principal fuente de radiación al operador cuando utiliza un equipo portátil es la radiación dispersa por el paciente, por lo que se deben monitorear ciertas cantidades físicas como la dosis absorbida, el KERMA en aire, la exposición, entre otros, asociadas a la radiación dispersa proveniente del paciente. Con estas cantidades es posible realizar cálculos para determinar cantidades importantes para la protección radiológica como lo son la dosis equivalente, la dosis efectiva entre otras. La radiación ionizante interactúa con la materia mediante dos procesos principales, el transporte de energía en el campo de radiación y la deposición de esta energía en la materia (Ruiz & Brosed, Fundamentos de Física Médica, Volumen 1: Medida de la Radiación, 2004). 20 Dentro de las cantidades asociadas al transporte de la energía en la materia se pueden considerar: El KERMA (siglas de “kinetic energy realeased per unit of mass”) que se define en la Ecuación 2, como la suma de las energías cinéticas iniciales de todas las partículas ionizantes cargadas producidas por radiación ionizante indirecta. Está cantidad se define únicamente para radiación indirectamente ionizante y puede ser utilizada para caracterizar el campo de fotones o neutrones en un material, su unidad de medición es el Gray (Gy) (Ruiz & Brosed, Fundamentos de Física Médica, Volumen 1: Medida de la Radiación, 2004). 𝐾 = ⅆ𝐸 ⅆ𝑚 [ 𝐽 𝑘𝑔 = 𝐺𝑦] (2) La exposición (X) es la razón de las cargas de iones de un mismo signo producidos en el aire para electrones liberados por la interacción con radiación indirectamente ionizante. Se define en la Ecuación 3, esta cantidad se utiliza para radiación electromagnética (rayos X y γ) en un medio especifico (Attix, 2004). 𝑋 = ⅆ𝑄 ⅆ𝑚 [ 𝐶 𝑘𝑔 ] (3) Para la deposición de la energía en la materia se considerará la dosis absorbida (D), definida en la Ecuación 4, como la razón de la energía media impartida por la radiación ionizante a una cantidad de materia dada. Su unidad de medición es el Gray. Esta magnitud está definida para cualquier tipo de radiación ionizante, se puede considerar el valor promediado en el tiempo para obtener el valor de la tasa de dosis absorbida (Attix, 2004). 21 𝐷 = ⅆ𝜀 ⅆ𝑚 [ 𝐽 𝑘𝑔 = 𝐺𝑦] (4) Magnitudes de protección radiológica La ICRP (2007) busca estimar los efectos estocásticos al determinar las reacciones biológicas por medio del cálculo de la dosis efectiva, para ello utiliza la dosis absorbida como magnitud mesurable, a la cual se le aplicaran factores de ponderación que tomen en cuenta la sensibilidad a la radiación ionizante de los tejidos y la eficacia biológica de las radiaciones, en la Tabla I se muestran los factores de ponderación para los distintos tipos de radiaciones. En las aplicaciones prácticas de la protección radiológica se promedian las dosis absorbidas sobre los volúmenes de órganos o tejidos (DTR), para limitar los efectos estocásticos a dosis bajas y evitar las reacciones tisulares. Tabla I Factores de ponderación de la radiación recomendados Tipo de radiación Factor de ponderación (wR) Fotones 1 Electrones y muones 1 Protones y piones 2 Partículas Alpha, iones pesados 20 Neutrones Función continua de la energía Nota: Adaptado de Publication 103: The 2007 Recomendations of the International Comission on Radiological Protection, (p. 64), ICRP (2007). La dosis equivalente (HT) en un órgano o tejido está definida por la dosis absorbida promedio multiplicada por el factor de ponderación asociado a un tipo de radiación específico (wR), la unidad de la dosis equivalente Sievert (Sv). El factor de ponderación para los fotones es igual a uno, esta cantidad física está definida en la Ecuación 5 (ICRP, 2007). 22 𝐻𝑇 = ∑ 𝑤𝑅𝐷𝑇𝑅 𝑅 [ 𝐽 𝑘𝑔 𝑆𝑣] (5) La dosis efectiva (E) se define como la suma ponderada de las dosis equivalentes en los tejidos en este caso se considera un factor de ponderación para tejidos específicos (wT) los cuales muestran en la Tabla II. La suma de los factores de ponderación sobre todos los órganos y tejidos del cuerpo humano considerados radiosensibles a la inducción de efectos estocásticos debe ser igual a uno (ΣwT = 1). La unidad de la dosis efectiva es el Sievert (Sv). Tabla II Factores de peso para los tejidos recomendados Tipo de radiación Factor de peso (wT) ΣwT Medula roja, colon, pulmón, estómago, seno 0.12 0.72 Gónadas 0.08 0.08 Vejiga, esófago, hígado, tiroides. 0.04 0.16 Superficie del hueso, cerebro, glándulas salivales, piel 0.01 0.04 Total 1 Nota: Adaptado de Publication 103: The 2007 Recomendations of the International Comission on Radiological Protection, (p. 65), ICRP (2007). La Ecuación 6 define la dosis efectiva (ICRP, 2007). 𝐸 = ∑ 𝑤𝑇𝐻𝑇 𝑇 = ∑ 𝑤𝑇 ∑ 𝑤𝑅𝐷𝑇𝑅 𝑅 𝑇 [ 𝐽 𝑘𝑔 𝑆𝑣] (6) Una de las cantidades operacionales utilizadas para cuantificar la dosis efectiva es la dosis equivalente ambiental H*(10), definida en un punto del campo de radiación como la dosis equivalente que puede ser producida en el campo de la esfera ICRU a 10 mm de profundidad (ICRU, 2001). 23 La ICRP 103 indica que para exposiciones externas en lugares de trabajo usualmente la dosis efectiva se estima midiendo la dosis equivalente personal Hp(10), tomándolo como una estimación aceptable si se asume una exposición uniforme al cuerpo entero. Las dosis se determinan por mediciones ambientales, datos existentes y modelos, es por esta razón que podemos estimar los valores de dosis efectiva para distintos órganos a partir de medidas de la dosis absorbida. Además, en situaciones prácticas de exposición externa a la radiación, la dosis equivalente ambiental provee una estimación conservadora de los valores limite. De acuerdo con el Organismo Internacional de Energía Atómica (OIEA), (2001), la tasa de dosis equivalente ambiental en un año se puede estimar con la Ecuación 7, donde “Lectura” es la tasa de dosis ambiental medida, I es la corriente utilizada en la prueba, T es el factor de ocupación en el punto de medida, cuyos valores se muestran en la Tabla III. El factor W es la carga de trabajo por semana que se calcula usando la Ecuación 8 para el cual NR es el número de radiografías por semana y t es el tiempo de exposición. Tabla III Factores de Ocupación Ubicación Factor de Ocupación Salas adyacentes de rayos X, sala de control de rayos X. 1 Salas de tratamiento y examinación de pacientes. 1/2 Pasillos, salas de pacientes, salas de estar de trabajadores. 1/5 Baños públicos, zonas exteriores con asientos, salas de espera. 1/20 Áreas al aire libre con peatones transitorios solamente, estacionamiento sin vigilancia. 1/40 Nota: Adaptado de Protocolos de Control de Calidad para radiodiagnóstico en América Latina y el Caribe. IAEA (2021) (p.5). 24 𝐻∗(10)𝑎𝑛𝑢𝑎𝑙 [ 𝑚𝑆𝑣 𝑎ñ𝑜 ] = 𝐿𝑒𝑐𝑡𝑢𝑟𝑎 [ 𝑚𝑆𝑣 ℎ ] 1 ℎ 60 𝑚𝑖𝑛 𝑇 𝑊 [ 𝑚𝐴 𝑚𝑖𝑛 𝑠𝑒𝑚𝑎𝑛𝑎] 50 [ 𝑠𝑒𝑚𝑎𝑛𝑎𝑠 𝑎ñ𝑜 ] 𝐼 [𝑚𝐴] (7) 𝑊 [ 𝑚𝐴 𝑚𝑖𝑛 𝑠𝑒𝑚𝑎𝑛𝑎 ] = 𝑁𝑅𝐼𝑡[𝑚𝐴𝑠] 60 [ 𝑠 𝑚𝑖𝑛] (8) En la ICRP 103, se establecen tres niveles de referencia los cuales pueden ser utilizados para comparar dosis agudas o bien tasas de dosis anuales. El primer nivel considera dosis en el rango de 1 mSv o menos definido para exposiciones planeadas como pueden ser exposiciones ocupacionales o al público y se refiere a dosis que están apenas por encima de la radiación natural, en este rango es requerido un monitoreo ambiental y una rigurosa aplicación de los niveles de protección, por lo tanto, el personal debe estar informado del riesgo, pero no es necesaria la capacitación formal. El segundo nivel [1, 20] mSv, está asociado a exposiciones ocupacionales y requiere que el personal tenga entrenamiento específico y monitoreo personal de la dosis. El tercer nivel [20, 100] mSv está definido para causas inusuales y extremas. DOSIMETRIA La dosimetría se encarga de la medición de la dosis absorbida o de la tasa de dosis que resulta de interacciones de la radiación ionizante con la materia. Se suele medir la dosis absorbida y se derivan otras cantidades mediante cálculos basados en relaciones definidas. Para poder determinar la dosis absorbida se utilizan los dosímetros, que son equipos capaces de proveer una lectura que proviene de la medición directa de la dosis absorbida depositada por la radiación ionizante en un volumen sensible (Attix, 2004). El funcionamiento de los dosímetros se basa en la teoría de la cavidad, que relaciona la dosis absorbida en el medio sensible (cavidad) con la dosis absorbida en el medio que rodea la cavidad. Esta relación fundamental de la dosimetría fue descrita por primera vez en la teoría de Bragg-Gray. Según exponen Ruiz y Brosed (2004), la teoría de Bragg-Gray establece ciertos criterios para 25 relacionar la dosis absorbida dentro y fuera de la cavidad. La primera de las condiciones es que exista el equilibrio de partículas cargadas (CPE, por sus siglas en inglés) dentro de la cavidad, que se da cuando el número de partículas cargadas secundarias, sus energías y direcciones son constantes a través de todo el volumen de interés, es decir si la suma de las energías las partículas cargadas que entran y salen de dicho volumen son iguales. La siguiente condición es que la fluencia de partículas cargadas o su distribución de energía en el medio no se modifiquen por la presencia del gas en la cavidad. También se debe cumplir que la energía absorbida en el gas provenga exclusivamente de las partículas cargadas liberadas en el medio que rodea la cavidad. Y la última de las condiciones es que la razón de poderes de frenado (energía perdida por los electrones segundarios en el medio) no varíe con la energía. Las condiciones determinadas en la teoría de Bragg-Gray se cumplen cuando el tamaño de la cavidad es comparable con el alcance de las partículas cargadas, sin embargo, se puede considerar el teorema de Fano que puede enunciarse como: En un medio de composición dada, sometido a un flujo uniforme de radiación primaria indirectamente ionizante, el flujo de la radiación secundaria es también uniforme e independiente de la densidad del medio (Attix, 2004). Este teorema da lugar a la aplicación real de la teoría de la cavidad para los equipos dosimétricos. Detector de Semiconductor La radiación dispersa tiene poca fluencia de fotones, lo que hace que sea difícil de detectar, por lo que los detectores de semiconductor son útiles al evaluar la dosis por radiación dispersa. Estos equipos son utilizados principalmente en espectrometría, debido a su alta resolución energética ya que la carga detectada es proporcional a la energía de la radiación ionizante. Esta característica hace que los detectores semiconductores sean buenos dosímetros y sustituyan a las cámaras de ionización en circunstancias en las cuales se busca medir niveles de dosis bajos como en dispersión (Attix, 2004). Los materiales semiconductores poseen características intermedias entre metales y no metales, de ellos existen dos tipos de materiales, aquellos que tienen un exceso de electrones en la capa de valencia (tipo n) y los que son capaces de recibir electrones (tipo p). A los sistemas donde se 26 unen dos semiconductores de tipo n y p se les denomina diodos (Young y otros, 2012). En la Figura 8 se muestra un esquema de un detector de semiconductor. Figura 8 Esquema de un detector semiconductor Nota: Tomado de Introduction to Radiological Physics and Radiation Dosimetry, Attix, 2004, Wiley (p. 458). En la interfase de los dos materiales, los electrones en exceso del material tipo n interactúan con los espacios vacíos del material tipo p, creando una región eléctricamente neutra (Young y otros, 2012). En los detectores de semiconductor se aplica una diferencia de potencial para aumentar la región neutra, las regiones adyacentes que poseen carga eléctrica actúan como un capacitor, al someter el detector a un campo de radiación ionizante las interacciones se darán principalmente en la zona eléctricamente neutra, por lo que los 27 electrones producidos se movilizaran hacia el semiconductor de tipo n, generando una señal eléctrica que posteriormente será amplificada. Para la detección de rayos X de bajas energías se utilizan semiconductores de Germanio dopados con Litio, lo que optimiza la región de detección (Attix, 2004). Dosimetría Personal La dosimetría personal consiste en el monitoreo de la dosis que recibe el trabajador mientras realiza su trabajo con radiaciones ionizantes, de forma tal que se pueda garantizar que se realiza un uso adecuado de la radiación y que se cumplen los límites de dosis establecidos (Attix, 2004). El monitoreo individual está establecido para trabajadores que están dentro de las áreas controladas. La ICRP (2007) define los límites de dosis para exposiciones planeadas como lo son las exposiciones ocupacionales las cuales se resumen en la Tabla IV. Tabla IV Límites de dosis recomendados en situaciones de exposición planeada. Tipo de limite Ocupacional (mSv) Público (mSv) Dosis Efectiva 20 mSv/año o promediada en un periodo de 5 años 1 mSv/año Dosis equivalente anual en: Cristalino 20 15 Piel 500 50 Pies y manos 500 -- Nota: Adaptado de Publication 103: The 2007 Recomendations of the International Comission on Radiological Protection, (p.99), ICRP (2007). Los dosímetros personales se desarrollan para estimar la dosis efectiva o la dosis equivalente a un órgano en particular, existen diversos tipos de dosímetros individuales como los termoluminiscentes, de filme, entre otros. Es posible utilizar dosímetros de cuerpo entero que miden Hp(10) y se deben posicionar en el torso bajo el equipo protector, como un delantal plomado, por ejemplo. También se pueden utilizar dosímetros en las extremidades, que se llevan como añillos o pulseras. Los dosímetros deben utilizarse por un periodo de mínimo un 28 mes y máximo tres meses y el programa de dosimetría debe compartir los resultados del monitoreo de la dosis, así como las bases para implementar y reevaluar las estrategias de reducción de la dosis (Dance y otros, 2014). Para el caso del radiodiagnóstico dental se recomienda el uso de dosimetría personal debido al gran número de rayos X que se realizan considerando que solo una fracción de estas es reportada en muchos países (White & Pharaoh, 2009). De acuerdo con la Comisión Europea (2004), en prácticas dentales la dosis media recibida por el trabajador en los Estados Unidos es de 0.2 mSv al año, mientras que en Reino Unido se estima que la dosis media es menor a 0.1 mSv al año, por lo tanto, la dosimetría personal es deseable, pero no necesaria (IAEA, 2023), siempre que se asegure que los niveles de dosis se mantienen en estos rangos. En el reporte 136 se estipula que en prácticas dentales normales nunca debe exceder 1 mSv al año que es el límite de dosis anual al público. Aun así, en el pasado se presentaron efectos deterministas como daños en los dedos de los dentistas debido al hábito de sostener el receptor de la imagen en la boca del paciente, este tipo de prácticas nunca deben suceder hoy en día. Aun así, la dosimetría personal se debe utilizar para garantizar que la dosis al personal se encuentra por debajo de 1 mSv al año. CANTIDADES ESTADÍSTICAS Al realizar mediciones directas e indirectas es fundamental evaluar la confiabilidad de los resultados, al estimar la incertidumbre de las cantidades físicas obtenidas. Las cantidades físicas se representan mediante modelos matemáticos en los cuales un mesurando “y” depende de un conjunto de magnitudes de influencia “xi”, la variación del mesurando se define mediante una función respecto a las magnitudes de influencia como la que se muestra en la Ecuación 9 (Perez, 2012). 𝑦 = 𝑓(𝑥1, 𝑥2, … , 𝑥𝑖) (9) 29 El valor verdadero de una cantidad física es por definición indeterminado y debe aproximarse a partir del conocimiento de la incertidumbre µ en la medición. La incertidumbre estándar está determinada por la dispersión de los valores que pueden ser atribuidos al mesurando y su valor está definido por la desviación estándar (σ(yi)), que caracteriza la dispersión de los resultados para un conjunto de mediciones de un mismo mesurando, la desviación estándar está definido en la Ecuación 10 y la incertidumbre estándar se define en la Ecuación 11 donde n representa el número de mediciones. 𝜎(𝑦) = √ ∑(𝑦𝑖 − �̅�)2 𝑛 − 1 (10) 𝜇 = 𝑜(𝑦) √𝑛 (11) Al considerar la incertidumbre de la medición el valor verdadero de un mesurando se debe expresar como se muestra en la Ecuación 12. 𝑦 = 𝑦 ± 𝜇𝑦 (12) De acuerdo con Pérez (2012), a las incertidumbres definidas anteriormente se les conoce como incertidumbres de tipo A, que son determinadas mediante procesos estadísticos. También se considerarán las incertidumbres de tipo B que provienen de análisis experimentales externos, como pueden ser certificados de calibración, normas, entre otros. Dentro de las incertidumbres del tipo B se encuentra la incertidumbre debida a la resolución de los instrumentos, la cual corresponde a una distribución de tipo rectangular, para la obtener dicho valor se debe tomar el menor valor que puede ser medido con el instrumento y dividirlo entre la raíz de tres. Cuando se estima la incertidumbre de una cantidad física a través de una 30 medida indirecta, es necesario considerar la incertidumbre que producen las magnitudes de influencia, esto se logra calculando los coeficientes de sensibilidad, que a grandes rasgos determinan que tanto afecta dicha magnitud al mesurando. Si es mesurando se define con la Ecuación 9, entonces el coeficiente de sensibilidad estará definido como se muestra en la Ecuación 13 y la incertidumbre del mesurando será la incertidumbre combinada de todas las magnitudes de influencia tal como se expone en la Ecuación 14. 𝑐𝑖 = 𝜕𝑦 𝜕𝑥𝑖 | �̅�𝑗 (13) 𝜇𝑦 = √∑(𝑐𝑖𝜇𝑖)2 (14) Por lo tanto, para considerar la totalidad de las incertidumbres se debe usar la Ecuación 15, que muestra la incertidumbre combinada de todas las incertidumbres de tipo A y de tipo B (Perez, 2012). 𝜇𝐶 = √𝜇𝐴 2 + 𝜇𝐵 2 (15) ANATOMÍA DE LA CAVIDAD BUCAL Este proyecto está enfocado en el radiodiagnóstico aplicado a la odontología, específicamente a las imágenes radiográficas intraorales, por lo tanto, es de suma importancia conocer la zona de interés a la hora de realizar una imagen médica, en este caso se trata de la cavidad bucal. El diente está compuesto por tres partes principales, la corona que es la parte visible del diente, el cuello que está rodeado por la encía y la raíz que se encuentra dentro del hueso, la parte de la raíz que se encuentra más profunda en el hueso se le denomina ápice, además los dientes tienen una cavidad de tejido blando, que está cubierta por la dentina y en la corona 31 del diente la dentina está cubierta por el esmalte dental (Moore, 2013). En la Figura 9 se puede ver la anatomía del diente para los incisivos y molares. Figura 9 Anatomía dental Nota: Modificado de Anatomía con orientación clínica: Cabeza. 2013, Wulters Kluwer (p. 934) En la parte superior de la cavidad bucal se encuentran los dientes superiores que en el adulto son dos incisivos, un canino, dos premolares y tres molares a cada lado de la línea media, detrás de los dientes se encuentran el paladar duro, el paladar blando, la úvula que se encuentra unida a la parte inferior de la cavidad oral, donde se podrá encontrar la lengua que es un órgano muscular, por debajo de la lengua se encuentra el piso de la boca que está formado por un pliegue de mucosa, en la zona perimetral a la lengua se encuentran los dientes inferiores que poseen la misma distribución de los dientes superiores, la cavidad bucal está delimitada por las mejillas y los labios, los cuales son tejidos musculares, glandulares y conectivos (Crafts, 1999). 32 RADIOLOGÍA INTRAORAL Una de las técnicas radiográficas más utilizadas en odontología es la radiografía intraoral, en la cual el receptor de la imagen se coloca dentro de la boca del paciente. Existen tres tipos de radiografías que requieren de técnicas intraorales; las radiografías de mordida, las oclusales (mandibulares, maxilares, estándar, axial o lateral) y las radiografías periapicales que muestran los tejidos circundantes al ápice del diente, es la radiografía intraoral más común y con ella se realizan imágenes de coronas, raíces y regiones cercanas del hueso (White & Pharaoh, 2009). Para realizar las radiografías intraorales periapicales se pueden aplicar dos técnicas, la técnica de la bisectriz y la técnica paralela, con esta última se pueden obtener imágenes que son más repetibles que al usar la técnica de la bisectriz, sin embargo, el posicionamiento de la técnica paralela es más complejo y no puede ser utilizado en todos los pacientes. Técnica de la Bisectriz Según expone White, S. (2009), la técnica de la bisectriz busca que el haz de rayos x incida perpendicular a la bisectriz del ángulo que se forma entre el receptor de imagen y el eje largo del diente o del grupo de dientes a radiografiar, de esta forma la imagen resultante será lo más representativa de la realidad evitando que la imagen esté distorsionada verticalmente, en la Figura 10 se muestra en detalle esta técnica. Para el caso del paciente sentado las angulaciones verticales promedio de la fuente de rayos X ya están prestablecidos de acuerdo con la zona anatómica de interés, para el caso de los molares superiores el equipo de rayos X debe tener un ángulo de 20° apuntando hacia abajo respecto al eje oclusal, es decir paralelo al suelo (+20°). Esta angulación es válida únicamente cuando el paciente está sentado en una posición estándar, en las situaciones en las que al paciente le sea imposible sentarse, se deben adecuar dichas angulaciones aplicando la técnica de la bisectriz para lograr una imagen útil. 33 Figura 10 Técnica de la bisectriz Nota: El rayo central incide perpendicularmente a la bisectriz entre el eje del diente y el receptor. Imagen obtenida de Oral Radiology: Principles and Interpretation, 2009, Elsevier, p.49. Técnica paralela En la técnica paralela se busca alinear el receptor de la imagen de forma paralela al eje del diente de forma tal que el rayo central este perpendicular tanto al eje del diente como al receptor de la imagen, para lograr esta técnica es necesario posicionar el receptor a la mitad de la cavidad oral, lo que puede provocar magnificaciones y perdida de definición en la imagen, por lo que es necesario el uso de accesorios que aumenten la distancia entre el punto focal y el paciente. La Figura 11 muestra la imagen de molares superiores de una radiografía intraoral obtenida al aplicar la técnica paralela. 34 Figura 11 Radiografía intraoral de los molares superiores Nota: Imagen obtenida de Oral Radiology: Principles and Interpretation, 2009, Elsevier, p.334. 35 III. METODOLOGÍA En el desarrollo de este proyecto se cuantificó la tasa dosis equivalente ambiental generada por la radiación ionizante emitida por un equipo de rayos X intraoral portátil manual, que fue dispersada dentro de un maniquí antropomórfico de cabeza al realizar una radiografía periapical en molares superiores, para ello fue necesario el uso de un equipo de rayos X portátil, un maniquí antropomórfico y un detector de semiconductor. Las mediciones se realizaron en dos escenarios, al utilizar un disco de protección a la radiación y sin utilizar este disco. En la Figura 12 se puede apreciar en detalle todo el equipo que se utilizó en toma de datos. Los números en esta imagen denotan dichos equipos, el número 1 es el detector de semiconductor, el número 2 es el equipo de rayos x, el número 3 es el sistema de posicionamiento del detector y del equipo de rayos x y en el número cuatro se muestra el maniquí con su respectivo protector de tiroides. Figura 12 Adquisición de datos usando el disco anti-dispersión. Nota: Se muestra la posición angular de 315° para el detector. (Elaboración propia) 36 En la Figura 13 se muestra el equipo de rayos X sin el disco anti-dispersión. La adquisición de datos se llevó a cabo en el consultorio de Odontología del CICANUM (Centro de Investigación en Ciencias Atómicas, Nucleares y Moleculares) ubicado en el edificio Ciclotrón PET-CT, en la Ciudad de la Investigación de la Universidad de Costa Rica. Figura 13. Adquisición sin el disco anti-dispersión. Nota: Imagen de elaboración propia. La técnica radiográfica utilizada para obtener imágenes periapicales de molares superiores para este equipo requiere un tiempo de exposición de 1.1 s. Es importante recalcar que los tiempos de exposición varían de acuerdo con la zona anatómica a evaluar y están prestablecidos por el fabricante del equipo emisor (Digital Doc LLC, 2012). EQUIPO UTILIZADO El equipo de rayos X que se utilizó, es un equipo portátil manual con receptor de imagen intraoral, modelo Exaro, XRay2Go (Osstem Implant Co., Seúl, Corea), que se muestra en la Figura 12, con el número 2. Este equipo posee un convertidor de corriente de alta frecuencia para generar el voltaje y un tubo de rayos X, este equipo funciona con valores fijos de voltaje y corriente, el tiempo de exposición es parámetro variable que esta predeterminado según la pieza dental que se quiera evaluar. Además, el sistema posee un disco anti-dispersión removible equivalente a 0.25 mm Pb. 37 Para asegurar que ninguna de las personas involucradas en las mediciones tuviera una exposición innecesaria durante la adquisición de datos se utilizó el disparador remoto del equipo que permite activar el sistema desde 2.5 m. En la Tabla V se muestran las características del equipo de rayos X utilizado. Tabla V: Características del equipo Exaro Xray2Go Portable X-ray System Voltaje 60 kV∓10% Corriente Eléctrica 3 mA∓10% Tiempo de exposición [0.01, 1.60] s ∓1ms Filtración 1.6 mmAl Punto focal del tubo 0.88 mm Distancia foco-paciente 200 mm Diámetro del campo 55 mm Nota: Información obtenida del manual de uso del Equipo de rayos X manual (Digital Doc LLC, 2012). Para simular el tejido humano se usó el maniquí dosimétrico antropomórfico de cabeza RANDO modelo cabeza ART Series (RSD, Inc., California, Estados Unidos), en la Figura 12 marcado con el número 4 se puede ver el maniquí en su posición. Este maniquí está hecho de materiales equivalentes al tejido humano, tanto en hueso como en tejido blando. Este tipo de maniquíes están hechos para poder estudiar el comportamiento de la radiación ionizante en el tejido humano, por lo tanto, la radiación dispersada por el maniquí será equivalente a la radiación dispersada por un paciente real, para simular un escenario más cercano a la realidad se utilizó un protector de tiroides a la altura del cuello del maniquí. Para la detección de la radiación se utilizó el equipo Ray Safe x2 (Fluke Biomedical, Washington, EE. UU) (Figura 12, con el número 1), que cuenta con un detector de semiconductor de Silicio dopado con Litio. Los valores de tasa de dosis equivalente ambiental medidos con este equipo están por encima de los niveles de tasa de dosis absorbidas ambientales. 38 POSICIONAMIENTO En este proyecto se midió de forma directa la tasa de absorbida ambiental al realizar una radiografía periapical en el maniquí antropomórfico de cabeza simulando un paciente sentado en dos escenarios, con y sin el disco anti-dispersión del equipo, para cada uno de los escenarios anteriores se varió la posición del detector, ubicado a distancias de 0.10 m, 0.25 m, 0.35 m, 0.50 m, 0.75 m y 0.95 m, para las posiciones angulares de 315°, 0° y 45°, esto medido desde el equipo de rayos X. Las mediciones se realizaron a tres alturas desde el suelo, a las cuales podrían estar órganos de interés en una persona promedio, una altura de 1.41 m para el cristalino, 1.23 m para el tórax y 0.90 m para las gónadas. Posicionamiento del detector El detector de radiaciones se posicionó a múltiples distancias medidas desde el equipo de rayos X, para realizar las mediciones fue de mucha importancia asegurar que las posiciones se mantuvieran fijas y que el detector no tuviera riesgo de caer, para ello se utilizó un sistema de posicionamiento desarrollado en el CICANUM (por el M. Sc. Ing. Ernesto Corrales). Este sistema de posicionamiento da estabilidad al equipo de rayos X, permitiendo a las investigadoras posicionarme a más de 1.5 m de distancia y así evitar exposiciones innecesarias durante la adquisición de datos. Además de sostener el detector de semiconductor en las posiciones de interés, asegurando la repetibilidad de los registros, por otro lado, el sistema permite asegurar que las angulaciones del equipo se mantuvieran fijas durante toda la toma de datos ya que el sistema cuenta con soporte para cámara fotográfica. En la Figura 12 con el número 3 se puede ver este equipo, el cual posicionar el detector a de forma angular, radial y en altura, en la Figura 12 se muestra la posición angular de 315°, con una distancia radial de 0.95 m y a una altura de 0.90 m. Las distancias radiales y de alturas a las cuales se realizaron las mediciones se pueden ver en detalle en el diagrama de la Figura 14. Las distancias radiales se midieron desde la parte posterior del emisor de rayos X, estas distancias con 0.10 m, 0.25 m, 0.35 m, 0.5 m, 0.75 m, y 0.95 m. 39 Figura 14 Esquema de posicionamiento detector-fuente. Nota: Se muestras las distancias desde el equipo de rayos X y las tres alturas de medición. (Elaboración propia) Para el caso de las alturas se midieron desde el suelo hacia arriba, según las posiciones anatómicas de una persona de estatura baja, ya que se tomaron 0.90 m a la altura de las gónadas, 1.23 m para la altura del tórax y 1.41 m para la altura del cristalino, la cual corresponde a la altura máxima alcanzable con el sistema de posicionamiento. Las posiciones angulares utilizadas se muestran en el diagrama de la Figura 15 con una vista superior de la adquisición de datos, cabe recalcar que el sistema de posicionamiento del CICANUM permite realizar más posiciones angulares y radiales, sin embargo, para este proyecto únicamente se utilizaron las posiciones angulares de 315°, 0° y 45°. Debido a que 40 estas posiciones abarcan la región donde incide la radiación dispersa que proviene del paciente, el suelo, la silla, entre otros objetos que se pueden hallar en el consultorio. En la región de dispersión no se considera la radiación que proviene del haz principal. Se utilizó una distancia radial máxima de 0.95 m para garantizar las mediciones en todos los ángulos por igual, esto debido al tamaño del consultorio. Figura 15 Esquema de las posiciones angulares y radiales. Nota: Vista superior del equipo donde se muestran las posiciones angulares para la toma de datos. (Elaboración propia) Posicionamiento del equipo de rayos X Para posicionar el equipo de forma tal que se pudiera simular una imagen anatómica real, se utilizó la técnica de la bisectriz para un paciente sentado, el cual requiere que el 41 equipo este posicionado con una angulación de +35° (con el equipo apuntando hacia el suelo y el ángulo medido desde el plano oclusal), esta angulación se representa en el diagrama de la Figura 16. Figura 16 Angulación vertical del equipo de rayos X. Nota: Imagen de elaboración propia. La técnica de la bisectriz convencionalmente requiere que el paciente mueva la cabeza para alcanzar la angulación, además se debe dirigir el haz de rayos X a la región anatómica requerida para la adquisición de la imagen, sin embargo, en este caso no fue posible movilizar al maniquí, por lo que fue necesario utilizar una angulación lateral del equipo considerable, 42 situaciones similares a esta se pueden presentar en la clínica en casos donde el paciente tenga una movilidad limitada. La angulación lateral se muestra en el diagrama de la Figura 17. Figura 17 Angulación lateral del equipo de rayos X. Elaboración propia. Nota: Imagen de elaboración propia. ANALISIS DE DATOS Con los datos de tasa de dosis absorbida ambiental se estimó el valor de tasa de dosis equivalente ambiental utilizando un valor de wR igual a 1 (para los fotones de rayos X), Para cada una de estas posiciones se tomaron 3 mediciones para determinar un valor promedio y su correspondiente incertidumbre estándar. Se realizaron cálculos de la tasa de dosis equivalente ambiental anual aplicando la Ecuación 7 y la Ecuación 8, para el valor máximo obtenido de tasa de dosis equivalente ambiental. Al aplicar estas ecuaciones se utilizó el factor de ocupación T igual a 1, para los 43 recintos donde se realizan las radiografías y para el número de radiografías por semana (NR) se estimó que cada odontólogo realiza un máximo de 5 radiografías a cada paciente y que puede atender 10 pacientes al día durante 6 días a la semana lo que nos da un NR igual a 300. Una vez calculados dichos valores se procesó la información con un programa en lenguaje de C, haciendo uso de la librería Root (CERN, Suiza, Ginebra), para realizar un mapa de la tasa de dosis equivalente ambiental por dispersión. Los campos de distribución de la tasa de dosis equivalente ambiental se obtuvieron al graficar en Root los datos medidos en los puntos descritos en la metodología, las curvas generadas por el programa se obtienen mediante el modelo de triangulación de Delaunay, para el cual se generan rectas que unen los puntos en triángulos, de forma que no haya ningún punto de medición dentro del área de estos triángulos, las curvas de isodosis se obtuvieron al graficar las representaciones como superficies bidimensionales en coordenadas polares (CERN, Root, 2023). 44 IV. RESULTADOS Y DISCUSIÓN Para el desarrollo de este proyecto se aplicaron las angulaciones determinadas por la teoría al equipo con el fin de simular un escenario real, en el caso de un paciente con movilidad limitada, sin embargo, las angulaciones que se le dan al equipo en el uso cotidiano no están determinadas con la rigurosidad metodológica que se aplicó en este proyecto. Las variaciones reales del campo de radiación en el uso clínico pueden ser mucho mayores a las que se observan en este proyecto, ya que en la clínica el operador manipula el equipo con sus manos ya que el equipo tiene un peso considerable puede provocar movimientos involuntarios en el operador que produzcan angulaciones mayores del equipo. Los detectores de semiconductor son los equipos idóneos para medir la radiación dispersa debido a que son más sensibles a la radiación indirectamente ionizante producida por procesos de dispersión. Sin embargo, en el manual del equipo se utilizan cámaras de ionización para medir la dosis al operador y determinar que el equipo genera tasas de dosis equivalente ambiental que se encuentran por debajo de 1 mSv/h al ser utilizado a distancias pequeñas. Además, la distancia a la que se realizan estas mediciones es de aproximadamente un metro de distancia desde el equipo (Digital Doc LLC, 2012), esta distancia de medición no toma en cuenta el uso manual del equipo de rayos X, donde la distancia media entre el equipo y el operador se define por la longitud del antebrazo. Por estas razones el presente proyecto da un enfoque realista de las aplicaciones de los equipos de rayos X portátiles manuales a la radiografía intraoral. Los campos de distribución de la tasa de dosis equivalente ambiental producidos por el equipo de rayos X intraoral portátil manual, obtenidos en este proyecto son una aplicación innovadora de la librería Root a la protección radiológica odontológica, ya que en ellos se visualiza de forma explícita el campo de radiación que producen los equipos de rayos X intraorales, evidenciando que al realizar angulaciones del equipo se producen asimetrías en la distribución del campo de radiación, lo cual puede tener implicaciones nocivas para el trabajador que manipule estos equipos. 45 ANÁLISIS ESTADÍSTICO En la Tabla VI, se encuentran los valores de incertidumbre combinada obtenidos para las posiciones estudiadas, de ella se puede observar que los valores de tasa de dosis equivalente ambiental menores poseen una menor confiabilidad debido a que estos son comparables con las incertidumbres combinadas obtenidas. Además, estos datos se encuentran ligeramente por encima de los niveles de tasa de dosis ambiental registrados en el país cuyo valor promedio es de 0.1089 mGy/h (Mora & Mora, 2006). Nota: Imagen de elaboración propia. Tabla VI: Incertidumbre Combinada Región de interés Con disco plomado [mSv/h] Sin disco plomado [mSv/h] Rango µ Rango µ Cristalino (1.41 m) 0.0153 - 0.865 0.0540 0.0251 - 2.058 0.0185 Tórax (1.23 m) 0.0164 - 0.572 0.0100 0.0523 - 1.23 0.00860 Gónadas (0.90 m) 0.0327 - 2.43 0.0654 0.189 - 3.34 0.0460 CAMPOS DE DISTRIBUCIÓN DE LA TASA DE DOSIS EQUIVALENTE AMBIENTAL Los campos de distribución de la tasa de dosis equivalente ambiental obtenidos para la altura del cristalino se muestra en la Figura 18, para la altura del tórax en la Figura 19 y a la altura de las gónadas está en la Figura 20. Estas tres figuras constan de dos imágenes cada una. En la parte superior se muestra el campo de distribución en el caso sin disco el cual tiene una mayor simetría entre los valores de tasa de dosis equivalente ambiental a 45° y 315°. 46 Figura 18 Campos de distribución de la tasa de dosis equivalente ambiental en el cristalino. Nota: Imagen de elaboración propia. 47 Figura 19 Campos de distribución de la tasa de dosis equivalente ambiental en el tórax. Nota: Imagen de elaboración propia. 48 Figura 20 Campos de distribución de la tasa de dosis equivalente ambiental en las gónadas. Nota: Imagen de elaboración propia. 49 En la parte inferior de las figuras se muestra el campo al utilizar el disco anti- dispersión, donde se evidencia con mayor detalle los efectos de la angulación lateral del equipo. A la derecha de cada una de las imágenes se encuentra la escala de colores que representa los niveles de tasa de dosis equivalente ambiental en unidades de mSv/h, el color azul más oscuro representa los valores de cero o cercanos a cero y al aumentar los niveles se dosis los colores varían hasta llegar al color rojo, el cual es un máximo local de tasa de dosis equivalente ambiental definido para cada una de las alturas. Los puntos grises presentan las posiciones el detector de semiconductor. Cristalino El campo de distribución de la tasa de dosis equivalente ambiental a la altura del cristalino se muestra en la Figura 18. En esta posición se obtuvo un máximo de tasa de dosis equivalente ambiental de 2.058 mSv/h en la posición (315°, 0.10 m), el cual define el valor máximo en el eje de colores para esta figura. Al comparar visualmente la imagen superior e inferior es posible ver la efectividad del disco anti-dispersión, ya que en la imagen inferior el máximo medido fue de 0.865 mSv/h que se muestra con un color verde claro en la posición (45°, 0.50 m). Al utilizar el disco se obtuvo una tasa de dosis equivalente ambiental de 0.0153 mSv/h para la posición de (315°, 0.10 m), ubicación del máximo local en el caso sin disco, lo que implica un 94% en la reducción de la tasa de dosis equivalente ambiental. En la imagen inferior es posible ver un máximo de tasa de dosis equivalente ambiental en la posición de (45°, 0.50 m), el cual responde a las asimetrías en el campo que generan las angulaciones laterales del equipo las cuales se hacen más evidentes al usar el disco anti- dispersión. Tórax El campo de distribución de la tasa de dosis equivalente ambiental a la altura del tórax se muestra en la Figura 19. En esta posición se obtuvo un máximo de tasa de dosis equivalente ambiental de 1.23 mSv/h en la posición (315°, 0.35 m), el cual define el valor máximo en el eje de colores que se muestra a la derecha de cada figura. Se puede observar claramente la 50 efectividad del disco anti-dispersión en la reducción de la tasa de dosis ya que al utilizar el disco (imagen inferior) en la posición de (315°, 0.10 m), se obtuvo una tasa de dosis equivalente ambiental de 0.0164 mSv/h, el valor de mínimo de estas mediciones lo que implica un 82% en la reducción de la tasa de dosis equivalente ambiental. En la imagen inferior, el caso sin disco el máximo medido fue de 0.572 mSv/h que se muestra con un color verde claro en la posición (45°, 0.50 m). Se puede ver el que el campo superior es más simétrico que el inferior en el cual se evidencia claramente los efectos de la angulación lateral. En este caso las posiciones de 10 cm son muy similares en ambas imágenes y los máximos de tasa de dosis equivalente ambiental se obtienen después de 35 cm. Esto se debe a que el detector quedaba directamente detrás del equipo de rayos X, el cual tiene un blindaje de plomo para evitar la radiación de fuga y que a su vez apantalla la radiación dispersa que proviene del paciente. Gónadas El campo de distribución de la tasa de dosis equivalente ambiental a la altura de las gónadas se muestra en la Figura 20. En esta posición se obtuvo un máximo de tasa de dosis equivalente ambiental de 3.34 mSv/h en la posición (315°, 0.35 m), el cual define el valor máximo en el eje de colores que se muestra a la derecha de cada figura. En esta figura que puede ver que ambos campos de distribución tienen una apariencia simétrica y en ambos casos se presenta el color rojo, esto implica que la eficiencia del disco anti-dispersión se redujo considerablemente, esto se debe a la angulación vertical que se le aplico al equipo. En la figura inferior se tiene que el máximo fue de 2.43 mSv/h en la misma ubicación, por lo que para este caso no hubo variación lateral apreciable de la distribución de la dosis. Aun así, la reducción de la tasa de dosis fue de un 27%. De la información anterior se deduce que la efectividad del disco de protección se reduce considerablemente cuando se utilizan angulaciones en el plano paralelo al suelo. Además de la Figura 18 y la Figura 19 se puede ver que los valores de la tasa de dosis 51 equivalente ambiental son menores en la posición de 315° que en la posición de 45°, lo que demuestra que al hacer angulaciones laterales del equipo se va a presentar una asimetría en la distribución de la tasa de dosis equivalente ambiental. Al comparar los campos de distribución de la tasa de dosis equivalente ambiental se puede ver que se satisface la regla del inverso cuadrado de la distancia, es decir, la radiación ionizante disminuye al alejarse de la fuente. Si comparamos parte superior e parte inferior de estas figuras se evidencia que a la distancia de 95 cm sin el disco, el campo de tasa de dosis equivalente ambiental es más homogéneo y tiene valores mucho menores que en la posición de 10 cm utilizando el disco de acrílico plomado. Esto puede resultar en una disminución de la dosis de hasta un 92% únicamente aumentando la distancia desde el equipo, incluso si no se usa el disco de acrílico plomado. Por lo que mantener una distancia segura, es una práctica sumamente efectiva para disminuir la dosis al operador. Los equipos de rayos X portátiles cuentan con disparadores remotos, que permiten al operador tomar las imágenes desde una distancia segura. La eficiencia del disco anti-dispersión disminuye cuando los niveles de tasa de dosis equivalente ambiental son menores, esto se puede ver al comparar las imágenes inferior y superior de las imágenes ya que en los tres casos a 0.95 m se tiene un color azul casi homogéneo, lo que indica que si las tasas de dosis equivalente ambiental son menores a los 0,16 mSv/h el disco de protección pierde su efectividad. EFECTIVIDAD DEL DISCO ANTI-DISPERSIÓN Como se puede observar en los campos de distribución de la tasa de dosis equivalente ambiental, las angulaciones laterales y verticales del disco producen asimetrías en el campo, por lo que en las zonas del campo de radiación donde hay menores niveles de tasa de dosis equivalente ambiental el disco anti-dispersión no es tan eficiente, es decir, existen regiones desprotegidas al utilizar la en disco anti-dispersión. En las figuras 21, 22 y 23, se comparan los casos con disco y sin disco a partir de la eficiencia porcentual del disco plomado, para las tres alturas evaluadas en este proyecto. 52 La eficiencia se tomó como la razón entre la tasa de dosis equivalente ambiental con disco y sin disco. Para hacer una comparación visual eficiente se optó por realizar graficas similares a los campos de distribución de la tasa de dosis equivalente ambiental, pero en este caso muestran cómo se reduce la dosis en la zona de dispersión. El valor máximo de eficiencia obtenido en los tres casos fue del 94%. En estas imágenes el color lila representa las regiones del campo donde el disco anti-dispersión es más eficiente, el color beige corresponde al valor de eficiencia del 50%, mientras que el color celeste representa las regiones donde el disco no tuvo efecto alguno o bien en las zonas no evaluadas fuera de la zona de dispersión. A las alturas del tórax y las gónadas hubo regiones donde el disco no tuvo efecto alguno, principalmente en regiones alejadas del equipo, donde los niveles de dosis son menores o bien en zonas cercanas al equipo donde los efectos de la angulación lateral son mayores. Según indica Dance y otros (2014), para considerar que un equipo de blindaje sea efectivo este debe reducir la dosis que llega al operador al menos en un 90%, por lo que podría decirse que este equipo sí cumple con dicho criterio, sin embargo, un uso inadecuado del mismo hace que este equipo sea poco útil para reducir la dosis al operador. Cristalino La comparación de los campos de distribución para la altura del cristalino se encuentra en la Figura 21, en ella se puede observar que la mayor eficiencia del disco está en las posiciones menores a los 0.50 m, y en la posición de 315° para todas las posiciones radiales. También, a las distancias de 0.95 m la eficiencia del disco decae a valores cercanos al 50% o menores, esto se debe a que en esta distancia los niveles de tasa de dosis equivalente ambiental se reducen considerablemente por la ley del inverso cuadrado de la distancia, como se puede ver en la Figura 18 los niveles de tasa de dosis e