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Elementos de radiofísica 
para técnicos superiores en radioterapia y dosimetría
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Elementos de radiofísica 
para técnicos superiores 
en radioterapia y dosimetría
Luis Núñez Martín
Jefe de servicio
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica 
Hospital Universitario Puerta de Hierro Majadahonda 
Majadahonda, Madrid, España
© 2016 Elsevier España, S.L.U.
Avda. Josep Tarradellas, 20-30, 1.°
08029 Barcelona, España
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El Editor
v
ÍNDICE DE CAPÍTULOS
Prólogo xv
Prefacio xvi
Colaboradores xvii
PARTE฀1฀ • Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
CAPÍTULO 1 Estructura de la materia y transformaciones nucleares .................................2
María Pinto Monedero, Julia Garayoa Roca y Ruth Rodríguez Romero
1. INTRODUCCIÓN 2
2. ESTRUCTURA ATÓMICA. MODELOS DE ÁTOMOS 2
2.1. Modelo atómico de Dalton 2
2.2. Modelo atómico de Thomson 3
2.3. Modelo atómico de Rutherford 3
2.4. Modelo atómico de Bohr 3
2.5. Modelo atómico actual 4
3. ESTRUCTURA NUCLEAR 4
3.1. Estabilidad nuclear 5
4. TRANSFORMACIONES NUCLEARES. TIPOS DE DESINTEGRACIONES NUCLEARES 5
4.1. Desintegración b− 6
4.2. Desintegración b+ 6
4.3. Captura electrónica 6
4.4. Desintegración a 6
4.5. Desintegración g 7
5. RADIACIONES ATÓMICAS Y NUCLEARES 7
6. ISÓTOPOS RADIACTIVOS. NUCLEIDOS NATURALES Y ARTIFICIALES 7
7. ACTIVIDAD Y DESINTEGRACIÓN. LEY DEL DECAIMIENTO RADIACTIVO 8
7.1. Período de semidesintegración 9
7.2. Tiempo de vida medio 9
8. RESUMEN 9
CAPÍTULO 2 Interacción radiación-materia ....................................................................11
Julia Garayoa Roca, María Pinto Monedero y Patricia Sánchez Rubio
1. INTRODUCCIÓN 11
2. TIPOS DE RADIACIÓN. RADIACIÓN ELECTROMAGNÉTICA Y RADIACIÓN CORPUSCULAR 11
2.1. Radiaciones ionizantes 12
3. INTERACCIÓN DE LOS FOTONES CON LA MATERIA 12
3.1. Atenuación de un haz de fotones: coeficientes de atenuación másicos 13
3.2. Efecto fotoeléctrico 13
3.3. Efecto Compton 15
3.4. Creación de pares electrón-positrón 16
3.5. Otras interacciones de los fotones: dispersión de Rayleigh 
e interacciones fotonucleares 16
4. INTERACCIÓN DE LAS PARTÍCULAS CARGADAS CON LA MATERIA 17
4.1. Poder de frenado 17
4.2. Pérdidas energéticas por colisión 18
4.3. Pérdidas energéticas por emisión de radiación de frenado 18
4.4. Pérdidas energéticas en interacciones nucleares 18
4.5. Interacciones de los electrones con la materia 19
5. INTERACCIÓN DE LOS NEUTRONES CON LA MATERIA 19
6. RESUMEN 20
CAPÍTULO 3 Magnitudes y unidades radiológicas ..........................................................21
Patricia Sánchez Rubio, Jaime Martínez Ortega y María Monedero Pinto
1. INTRODUCCIÓN 21
2. EL SISTEMA INTERNACIONAL (SI) DE UNIDADES 21
2.1. Unidades derivadas de interés para la detección y la medida de la radiación 21
2.2. Múltiplos y submúltiplos del SI. La notación científica 22
Índice de capítulos
 
vi
3. MAGNITUDES Y UNIDADES RADIOLÓGICAS EN RADIOTERAPIA 23
3.1. Magnitudes radiométricas 23
3.2. Coeficientes de interacción 24
3.3. Magnitudes dosimétricas 26
3.4. Magnitudes y unidades en radiactividad 27
4. MAGNITUDES ESPECÍFICAS EN PROTECCIÓN RADIOLÓGICA 28
4.1. Equivalente de dosis 28
4.2. Magnitudes limitadoras 29
4.3. Magnitudes operacionales 30
5. RESUMEN 31
CAPÍTULO 4 Detección y medida de la radiación ...........................................................32
Patricia Sánchez Rubio, Jaime Martínez Ortega y María Monedero Pinto
1. INTRODUCCIÓN 32
2. DETECCIÓN Y MEDIDA 32
2.1. Modelo simplificado de detector 32
2.2. Modos de operación 33
2.3. Resolución en energía 33
2.4. Eficiencia 34
2.5. Tiempo muerto 35
3. TIPOS DE DETECTORES 36
3.1. Detectores de ionización gaseosa 36
3.2. Estructura de bandas en los sólidos 39
3.3. Detectores de semiconductor 40
3.4. Detectores de luminiscencia 41
3.5. Detectores de película 44
3.6. Detectores de neutrones 47
4. DETECTORES EN EL ÁMBITO HOSPITALARIO 47
4.1. Sistemas de dosimetría en radioterapia 48
4.2. Monitores de radiación ambiental 48
4.3. Monitores de contaminación 48
4.4. Dosímetros personales 49
5. RESUMEN 49
PARTE฀2฀ • EQUIPAMIENTO RADIOTERÁPICO
CAPÍTULO 5 Equipos de simulación .............................................................................52
Pablo Castro Tejero, Patricia Sánchez Rubio y Julia Garayoa Roca
1. INTRODUCCIÓN 52
2. OBJETIVOS 52
3. SIMULADOR CONVENCIONAL 53
3.1. Principios de funcionamiento 53
4. SIMULADOR TC 54
4.1. Principios de funcionamiento de un equipo de TC 54
4.2. Simulador virtual 59
5. RESUMEN 60
CAPÍTULO 6 Equipos de tratamiento en teleterapia .......................................................61
Jaime Martínez Ortega, Ruth Rodríguez Romero y Pablo Castro Tejero
1. INTRODUCCIÓN 61
2. TELETERAPIA 61
2.1. Objetivos de las máquinas de tratamiento en teleterapia 61
2.2. Evolución histórica 61
2.3. Equipos de terapia superficial 62
2.4. Unidades de cobalto-60 66
2.5. Aceleradores lineales de electrones 70
2.6. Aceleradores circulares de partículas 79
3. RESUMEN 80
CAPÍTULO 7 Equipos de control de posicionamiento guiado por imagen 
en radioterapia ........................................................................................81
Ruth Rodríguez Romero, Pablo Castro Tejero y Jaime Martínez Ortega
1. INTRODUCCIÓN 81
2. GENERALIDADES 81
3. EVOLUCIÓN HISTÓRICA 84
Índice de capítulos
vii
4. SISTEMAS DE IMAGEN RADIOLÓGICA BIDIMENSIONAL 85
4.1. Imágenes portales 87
4.2. Imágenes de rayos X de kV 97
5. SISTEMAS DE IMAGEN RADIOLÓGICA TOMOGRÁFICA O VOLUMÉTRICA 101
5.1. Tomografía computarizada convencional en sala 102
5.2. Tomografía computarizada de haz cónico 102
5.3. Tomografía computarizada de haz de MV en abanico 103
6. SISTEMAS BASADOS EN RADIACIONES NO IONIZANTES 104
6.1. Imagen por resonancia magnética 104
6.2. Imagen por ecografía 106
6.3. Localización por infrarrojo 107
6.4. Localización por radiofrecuencia 109
6.5. Imagen por cámara de vídeo 109
7. RESUMEN 110
CAPÍTULO 8 Informática y comunicaciones .................................................................112
Alberto Sánchez-Reyes Fernández y Manuel Tudanca Hernández
1. INTRODUCCIÓN 112
2. INFRAESTRUCTURAINFORMÁTICA EN LOS DEPARTAMENTOS DE RADIOTERAPIA: 
ORGANIZACIÓN Y PROCESO RADIOTERÁPICO 112
2.1. Equipos informáticos 112
2.2. Componentes fundamentales de un ordenador 114
2.3. Topología de las redes 115
2.4. Internet e Intranet 116
2.5. Proceso radioterápico 117
2.6. ¿Hacia un proceso sin papeles? 119
3. COMUNICACIONES, COMPUTACIÓN Y ORDENADORES EN LOS DEPARTAMENTOS 
DE RADIOTERAPIA 119
3.1. Introducción histórica 119
3.2. Redes de radioterapia comerciales en la actualidad 121
3.3. Lenguaje de las comunicaciones: el estándar DICOM 123
4. LA RED RADIOTERÁPICA Y SU CONEXIÓN E INTEGRACIÓN CON HIS, PACS Y RIS: 
NIVELES DE INTEGRACIÓN Y PROBLEMAS 125
4.1. Sistemas informáticos generales o HIS 125
4.2. Sistemas informáticos RIS 127
4.3. Sistemas informáticos PACS 127
4.4. Integración con los servicios de radioterapia 128
5. RESUMEN 129
PARTE฀3฀ • EL PROCESO RADIOTERÁPICO. DOSIMETRÍA FÍSICA. RADIOBIOLOGÍA
CAPÍTULO 9 Procesos y procedimientos en la actividad radioterápica ..........................132
Luis Núñez Martín
1. INTRODUCCIÓN 132
2. ESTRUCTURACIÓN ORGANIZATIVA DE LA RADIOTERAPIA: PROCESOS Y PROCEDIMIENTOS 132
3. RECURSOS HUMANOS 133
4. PROCESOS Y PROCEDIMIENTOS EN RADIOTERAPIA 134
4.1. Admisión del paciente 134
4.2. Simulación 135
4.3. Prescripción dosimétrica 136
4.4. Planificación dosimétrica 136
4.5. Aceptación médica 137
4.6. Verificación experimental 137
4.7. Documentación e informe dosimétrico, transmisión de datos y almacenamiento 137
4.8. Tratamiento 138
4.9. Seguimiento clínico y de enfermería 139
4.10. Fin del tratamiento 139
5. RESUMEN 139
CAPÍTULO 10 Dosimetría física en radioterapia externa ................................................140
Patricia Sánchez Rubio
1. INTRODUCCIÓN 140
2. HACES DE FOTONES Y ELECTRONES. ASPECTOS FÍSICOS 140
2.1. Ley del inverso del cuadrado de la distancia para fotones 140
2.2. Fuente efectiva y fuente virtual para electrones 141
Índice de capítulos
 
viii
2.3. Penetración de haces de fotones y electrones en un paciente o un maniquí 141
2.4. Razones de dosis absorbida fuera de eje (OAR: off-axis ratios) y perfiles de dosis 145
3. MEDIDA DE LA DOSIS ABSORBIDA 146
3.1. Equilibrio de partículas cargadas 146
3.2. Principio de Bragg-Gray. Teoría de la cavidad 148
3.3. Factores de perturbación 148
4. EQUIPAMIENTO 149
4.1. Propiedades de los dosímetros 149
4.2. Sistemas de dosimetría basados en cámaras de ionización 150
4.3. Maniquíes y otros sistemas de dosimetría 153
5. DETERMINACIÓN DE LA DOSIS EN CONDICIONES DE REFERENCIA: 
CALIBRACIÓN DE HACES DE MEGAVOLTAJE 155
5.1. Formalismo basado en dosis absorbida en agua 155
5.2. Fotones de alta energía 156
5.3. Electrones de alta energía 157
5.4. Laboratorios de calibración. Patrones primarios 158
6. RESUMEN 159
CAPÍTULO 11 Radiobiología ........................................................................................161
Patricia Sánchez Rubio
1. INTRODUCCIÓN 161
2. ETAPAS DE LA ACCIÓN BIOLÓGICA DE LA RADIACIÓN 161
2.1. Etapa física 161
2.2. Etapa química 162
2.3. Etapa biológica 162
3. EFECTOS DE LA RADIACIÓN SOBRE EL ADN 162
4. EFECTOS CELULARES DE LA RADIACIÓN 163
4.1. Muerte celular y curvas de supervivencia 164
5. MODIFICACIÓN DE LA SENSIBILIDAD CELULAR 166
5.1. Tipo de radiación 166
5.2. El oxígeno 167
6. CRECIMIENTO TUMORAL 167
6.1. Modelos teóricos de crecimiento tumoral 167
7. TEJIDOS SANOS 168
7.1. Clasificación 168
7.2. Dosis de tolerancia. Respuestas precoces y tardías 169
8. EL FRACCIONAMIENTO EN RADIOTERAPIA: MODELO DE ISOEFECTO 169
8.1. Tipos de fraccionamiento 171
9. EL EFECTO DE LA TASA DE DOSIS 172
10. RELACIONES DOSIS-RESPUESTA 173
10.1. Ventana terapéutica 173
11. RESUMEN 174
PARTE฀4฀ • ASPECTOS FÍSICOS DE LA SIMULACIÓN EN RADIOTERAPIA
CAPÍTULO 12 Concepto de simulación en radioterapia ..................................................178
Pablo Castro Tejero, Patricia Sánchez Rubio y Julia Garayoa Roca
1. INTRODUCCIÓN 178
2. DEFINICIÓN. OBJETIVOS 178
3. EVOLUCIÓN HISTÓRICA. TIPOS DE SIMULACIÓN 179
3.1. Simulación en la sala de tratamiento 180
3.2. Simulador convencional 181
3.3. Simulador TC 182
4. SIMULACIÓN CONVENCIONAL. PROCEDIMIENTOS 183
4.1. Determinación de la posición de tratamiento 184
4.2. Localización del volumen de tratamiento y órganos de riesgo 184
4.3. Diseño del tratamiento 184
4.4. Definición del sistema de coordenadas del paciente 184
4.5. Formación de imágenes para la verificación del tratamiento 184
4.6. Adquisición de datos del paciente 185
4.7. Transferencia de datos al sistema de planificación 185
5. SIMULACIÓN TC 185
5.1. Determinación de la posición de tratamiento 185
5.2. Definición del sistema de coordenadas del paciente 185
5.3. Adquisición de datos del paciente 186
Índice de capítulos
ix
5.4. Transferencia de datos al sistema de planificación 186
5.5. Localización del volumen de tratamiento y órganos de riesgo 186
5.6. Diseño del tratamiento y cálculo de dosis 186
5.7. Formación de imágenes para la verificación del tratamiento 186
6. SIMULACIÓN CONVENCIONAL FRENTE A SIMULACIÓN TC 186
6.1. Ventajas y desventajas de la simulación convencional 186
6.2. Ventajas y desventajas de la simulación TC 187
7. RESUMEN 187
CAPÍTULO 13 Posicionamiento, referenciación y dispositivos de inmovilización ...............188
Pablo Castro Tejero, Patricia Sánchez Rubio y Julia Garayoa Roca
1. INTRODUCCIÓN 188
2. DISPOSITIVOS PARA ESTABLECER EL SISTEMA ESPACIAL DE REFERENCIA 188
3. DISPOSITIVOS DE OBTENCIÓN DEL CONTORNO ANATÓMICO 188
4. DISPOSITIVOS DE INMOVILIZACIÓN 189
4.1. Sistema de máscara termoplástica 190
4.2. Plano inclinado 190
4.3. Inmovilizador de tórax 191
4.4. Compresor abdominal 191
4.5. Inmovilizadores de pelvis, rodillas y pies 192
4.6. Colchón de vacío 192
4.7. Cuna alfa 193
4.8. Inmovilizadores especiales para estereotaxia de cráneo 193
5. LA DOCUMENTACIÓN EN SIMULACIÓN 194
6. RESUMEN 196
CAPÍTULO 14 Equipos y modalidades de imagen utilizados en simulación ......................197
Pablo Castro Tejero, Patricia Sánchez Rubio y Julia Garayoa Roca
1. INTRODUCCIÓN 197
2. RESONANCIA MAGNÉTICA 197
2.1. Principios físicos 197
2.2. Componentes 199
2.3. Características de la imagen de resonancia magnética para radioterapia 200
3. TOMOGRAFÍA POR EMISIÓN DE POSITRONES 201
3.1. Principios físicos 201
3.2. Los detectores 202
3.3. Características de la imagen de tomografía por emisión de positrones 
para radioterapia 202
4. ANGIOGRAFÍA 203
4.1. Descripción de la técnica 203
4.2. Componentes 204
4.3. Características de la imagen de angiografía para radioterapia 204
5. TOMOGRAFÍA COMPUTARIZADA 4D 204
5.1. Descripción de la técnica 204
5.2. Características de la imagen TC4D 205
6. RESUMEN 206
CAPÍTULO 15 Registro y fusión de imágenes multimodalidad ........................................207
Pablo Castro Tejero
1. INTRODUCCIÓN 207
2. INTEGRACIÓN DE IMÁGENES MULTIMODALIDAD 207
3. REGISTRO 208
3.1. Tipos de transformaciones 208
3.2. Métodos de registro según su naturaleza 208
4. FUSIÓN 210
5. RESUMEN 211
CAPÍTULO 16 Procedimientos tecnológicos. El control de calidad en la simulación ..........212
Pablo Castro Tejero, Patricia Sánchez Rubio y Julia Garayoa Roca
1. INTRODUCCIÓN 212
2. OBJETIVOS 212
3. MARCO NORMATIVO EN ESPAÑA 212
4. PRUEBAS DE CONTROL DE CALIDAD 213
4.1. Simulador convencional 213
4.2. Simulador TC 213
5. RESUMEN 213
Índice de capítulos
 
x
PARTE฀5฀ • ASPECTOS FÍSICOS DE LOS TRATAMIENTOS RADIOTERÁPICOS. 
PLANIFICACIÓN DOSIMÉTRICA
CAPÍTULO 17 Conceptos y herramientas de la dosimetría clínica en teleterapia ..............216
Jaime Martínez Ortega y Luis Núñez Martín
1. INTRODUCCIÓN 216
2. DE LA PRESCRIPCIÓN AL INFORME DOSIMÉTRICO 217
2.1. Los registros 217
2.2. La organización de la planificación dosimétrica 217
2.3. La planificación dosimétrica 218
3. DENOMINACIÓN DE LOS VOLÚMENES SEGÚN ICRU 218
4. CURVAS DE ISODOSIS 220
4.1. Isodosis 220
4.2. Distribución relativa y absoluta. Punto de normalización 221
5. HISTOGRAMA DOSIS-VOLUMEN 222
5.1. Concepto de histograma 222
5.2. Histogramadosis-volumen diferencial 222
5.3. Histograma dosis-volumen acumulativo 222
6. PRESCRIPCIÓN DE LA DOSIS 223
6.1. El punto ICRU y la isodosis de prescripción 224
6.2. Prescripción a volumen. Importancia 224
7. ALGORITMOS DE CÁLCULO 224
7.1. Algoritmos basados en correcciones 225
7.2. Algoritmos basados en modelos 225
7.3. Método de Monte Carlo 226
8. CONTROL DE CALIDAD DEL PLANIFICADOR 226
9. RESUMEN 227
CAPÍTULO 18 Planificación de tratamientos de teleterapia ............................................228
Alfredo Montes Uruén, Luis Núñez Martín, Jaime Martínez Ortega y Patricia Sánchez Rubio
1. INTRODUCCIÓN 228
2. ELEMENTOS CIRCUNSTANCIALES A CONSIDERAR EN LA PREPLANIFICACIÓN 229
2.1. Selección de la geometría de irradiación 229
2.2. Energía del haz 229
2.3. Margen del colimador multilámina 230
2.4. Zona de acumulación y uso de bolus 230
2.5. Cuñas 230
2.6. Segmentos 231
2.7. Terapia con electrones 231
3. ESQUEMAS BÁSICOS DE POSICIONAMIENTO DE LOS HACES 231
3.1. Haces paralelos y opuestos 232
3.2. Campos laterales y anteroposteriores (campos en caja) 232
4. TÉCNICAS HABITUALES DE RADIOTERAPIA CONFORMADA TRIDIMENSIONAL (3D-CRT) 
SEGÚN LA LOCALIZACIÓN ANATÓMICA 232
4.1. Holocráneo 233
4.2. Tumores cerebrales 234
4.3. Cabeza y cuello 235
4.4. Compresiones medulares 236
4.5. Pulmón 236
4.6. Mama 237
4.7. Recto 239
4.8. Próstata 239
4.9. Extremidades 240
5. RESUMEN 240
CAPÍTULO 19 Técnicas avanzadas de planificación .......................................................241
Alfredo Montes Uruén, Luis Núñez Martín, Ruth Rodríguez Romero y Jaime Martínez Ortega
1. RADIOTERAPIA DE INTENSIDAD MODULADA 241
1.1. Introducción a la radioterapia de intensidad modulada con RX 241
1.2. Tipos de radioterapia de intensidad modulada 242
1.3. Planificación del tratamiento con radioterapia de intensidad modulada 243
2. RADIOTERAPIA INTRAOPERATORIA 243
3. PROCEDIMIENTOS ESTEREOTÁXICOS 244
3.1. Radiocirugía y radioterapia estereotáxica craneal 244
3.2. Radioterapia estereotáxica extracraneal 244
Índice de capítulos
xi
4. RADIOTERAPIA GUIADA POR LA IMAGEN 245
5. RADIOTERAPIA ADAPTATIVA 245
6. CORRECCIÓN DEL MOVIMIENTO INTRAFRACCIÓN 245
7. TÉCNICAS ESPECIALES 246
7.1. Irradiación de cuerpo entero 246
7.2. Irradiación cutánea total 247
8. RESUMEN 248
CAPÍTULO 20 Control de calidad en las planificaciones 
de los tratamientos radioterápicos ..........................................................249
Alfredo Montes Uruén, Luis Núñez Martín y Jaime Martínez Ortega
1. INTRODUCCIÓN 249
2. CÁLCULO ALTERNATIVO 250
3. VERIFICACIÓN EXPERIMENTAL 250
4. DOSIMETRÍA IN VIVO 251
4.1. Detectores de estado sólido 252
4.2. Sistemas de imagen como detectores dosimétricos 253
5. RESUMEN 253
PARTE฀6฀ •฀ ฀ASPECTOS FÍSICOS DE LOS TRATAMIENTOS BRAQUITERÁPICOS 
Y METABÓLICOS
CAPÍTULO 21 Introducción a la braquiterapia ...............................................................256
Jaime Martínez Ortega y Pablo Castro Tejero
1. INTRODUCCIÓN 256
2. EVOLUCIÓN HISTÓRICA DE LA BRAQUITERAPIA 256
3. CLASIFICACIÓN DE LAS TÉCNICAS DE BRAQUITERAPIA 257
4. FUENTES RADIACTIVAS UTILIZADAS EN BRAQUITERAPIA 258
4.1. Radio-226 258
4.2. Cesio-137 259
4.3. Cobalto-60 259
4.4. Iridio-192 259
4.5. Yodo-125 260
4.6. Rutenio-106 260
4.7. Otras fuentes utilizadas en braquiterapia 260
5. DOSIMETRÍA FÍSICA 260
5.1. Caracterización de las fuentes 260
5.2. Instrumentación en dosimetría física 261
6. CONTROL DE CALIDAD DE LAS FUENTES RADIACTIVAS 262
6.1. Comprobación de la 
.
K
R
 frente al certificado 262
6.2. Test de hermeticidad 263
6.3. Autorradiografías 263
7. RESUMEN 263
CAPÍTULO 22 Equipos de tratamiento en braquiterapia .................................................264
Jaime Martínez Ortega y Pablo Castro Tejero
1. INTRODUCCIÓN 264
2. APLICADORES 264
2.1. Aplicadores intracavitarios 264
2.2. Aplicadores intraluminales 265
2.3. Aplicadores para braquiterapia intersticial 265
2.4. Aplicadores para braquiterapia superficial e intraoperatoria 265
3. EQUIPOS DE BRAQUITERAPIA 266
3.1. Carga manual 266
3.2. Carga diferida manual 266
3.3. Equipos de carga diferida automática 268
4. SALAS DE TRATAMIENTO DE BRAQUITERAPIA 271
5. CONTROL DE CALIDAD DE LOS EQUIPOS DE BRAQUITERAPIA 
DE CARGA DIFERIDA AUTOMÁTICA 272
6. RESUMEN 273
CAPÍTULO 23 Dosimetría clínica en braquiterapia .........................................................274
Jaime Martínez Ortega y Pablo Castro Tejero
1. INTRODUCCIÓN 274
Índice de capítulos
 
xii
2. SISTEMAS DE BRAQUITERAPIA 274
2.1. Sistema de Manchester o de Patterson-Parker 274
2.2. Sistema de París 275
3. CÁLCULO DE DOSIS 277
3.1. Algoritmos de cálculo 278
3.2. Planificación inversa. Algoritmos de optimización 279
4. EVALUACIÓN DE DISTRIBUCIONES DE DOSIS 280
4.1. Tipos de histogramas. Interpretación 280
4.2. El histograma dosis-volumen natural 280
5. RESUMEN 281
CAPÍTULO 24 Técnicas de tratamientos con radiofármacos ...........................................282
Jaime Martínez Ortega, Luis Núñez Martín y Carmen Escalada Pastor
1. INTRODUCCIÓN 282
2. TRATAMIENTOS CON RADIOFÁRMACOS 282
2.1. Tratamientos tiroideos 283
2.2. Tratamientos de metástasis óseas y del dolor articular 283
2.3. Tratamientos hepáticos 284
2.4. Tratamientos hematológicos 284
3. DOSIMETRÍA INTERNA 284
3.1. Período efectivo de semidesintegración 285
3.2. Método de cálculo en dosimetría interna 285
4. PROTECCIÓN RADIOLÓGICA EN TRATAMIENTOS CON 131I 286
4.1. Tratamiento del hipertiroidismo 286
4.2. Tratamiento del cáncer de tiroides 287
5. RESUMEN 288
PARTE฀7฀ •฀ PROTECCIÓN RADIOLÓGICA EN RADIOTERAPIA
CAPÍTULO 25 Protección radiológica en radioterapia: 
organización, normativa y estrategias ......................................................292
Luis Núñez Martín
1. INTRODUCCIÓN 292
2. OBJETIVOS Y CAMPO DE ACTUACIÓN DE LA PROTECCIÓN RADIOLÓGICA 293
2.1. Objetivos 293
2.2. El entorno hospitalario 294
3. ORGANIZACIÓN DE LA PROTECCIÓN RADIOLÓGICA EN EL ÁMBITO SANITARIO 294
3.1. Los servicios de protección radiológica o de física médica 294
3.2. El manual de protección radiológica 296
3.3. La organización de la protección radiológica en los servicios médicos usuarios 
de radiaciones ionizantes 296
4. LEYES Y NORMAS APLICABLES EN PROTECCIÓN RADIOLÓGICA 297
4.1. El organismo regulador 297
4.2. Generación y propagación de la normativa de la protección radiológica 298
5. DEL SISTEMA DE LIMITACIÓN DE DOSIS (ICRP 1977) 
AL SISTEMA DE PROTECCIÓN RADIOLÓGICA 299
5.1. Exposiciones médicas 299
5.2. Exposiciones ocupacionales y del público 300
5.3. Formación y entrenamiento de los trabajadores de las instalaciones radiológicas 300
6. ELEMENTOS RADIOPROTECTORES OPERACIONALES EN RADIOTERAPIA 301
6.1. Normativa específica de aplicación de la protección radiológica en el ámbito operacional 
en las instalaciones y en los equipos de radioterapia 302
7. ESTRATEGIAS Y PROCEDIMIENTOS RADIOPROTECTORES OPERACIONALES 307
8. GARANTÍA Y CONTROLES DE CALIDAD EN LOS ACELERADORES 308
9. RESUMEN 308
CAPÍTULO 26 Diseño de instalaciones de radioterapia ..................................................311
Luis Núñez Martín
1. INTRODUCCIÓN 311
2. INSTALACIONES DE RADIOTERAPIA 311
3. TIPOS DE INSTALACIONES 312
4. INSTALACIONES COMPLEMENTARIAS ASOCIADAS 312
Índice de capítulos
xiii
5. PLANIFICACIÓN DE INSTALACIONES RADIOTERÁPICAS 313
5.1. El desarrollo tecnológico 313
5.2. La cuantificación de las máquinas de tratamiento necesarias 313
6. CARACTERÍSTICAS DE LAS INSTALACIONES. BARRERAS CONTRA LA RADIACIÓN 314
6.1. Aspectos físicos y geométricos de las salas de tratamiento 315
7. CÁLCULO DE BARRERAS CONTRA LA RADIACIÓN 316
8. RESUMEN 317
Página deliberadamente en blanco
xv
La formación de los profesionales es la garantía de una 
buena praxis en la actividad laboral. Esto cobra un espe-
cial interés en el campo de la medicina, donde el objetivo 
es mejorar la salud de los pacientes. La presente obra 
cubre sin duda este fin, con varias ventajas añadidas. Se 
trata de un texto donde los conceptos están tratados con 
muchorigor. A pesar de ello, los temas se describen de 
manera amena y sencilla, incluso superando la dureza 
de algunos de sus contenidos. La gran riqueza icono-
gráfica también sirve de gran ayuda a la comprensión.
Es un motivo de orgullo el hecho de que lo que empezó 
como unas notas de clase haya madurado en un extenso, 
ordenado y completo compendio de las enseñanzas 
dirigidas a futuros técnicos superiores en radioterapia y 
dosimetría, pero que también podrá constituirse en un 
muy apropiado manual de consulta para todos los que 
ya ejercen la profesión.
Gracias a la larga experiencia acumulada tanto por el 
Centro de Formación de técnicos en el área de imagen 
diagnóstica del Hospital Universitario Puerta de Hierro 
Majadahonda como por sus profesores, de esta y otras 
instituciones, que conocen el día a día de la actividad 
laboral llevada a cabo en el terreno de la radioterapia, se 
ha sabido seleccionar los temas y darles el nivel adecua-
do. Por ello, los elementos básicos conceptuales, físicos 
y técnicos, mantienen en todo momento su proyección 
hacia la práctica clínica. Además, resulta de gran interés 
que se hayan incluido los aspectos organizativos, asig-
nando tareas y responsabilidades a cada profesional 
implicado en el complejo proceso de la radioterapia.
Todo esto ha sido posible gracias al esfuerzo de un 
grupo de especialistas bien coordinados por el Dr. Luis 
Núñez. De otra manera, en solitario, la obra no hubiese 
llegado fácilmente a término, debido al necesario 
cúmulo de tiempo extra, del que no se dispone dada 
la intensa y prolongada jornada laboral que requiere 
una tarea de excelencia y vanguardia como es la física 
médica en el ámbito de la radioterapia. Esta especiali-
dad clínica representa una de las que más, si no la que 
más, desarrollo tecnológico ha experimentado en los 
últimos años. Si bien el principio activo (la radiación 
ionizante) es el mismo desde hace ya más de un siglo, 
la precisión en administrar la dosis adecuada de este 
medicamento ha mejorado considerablemente su éxito 
curativo. En efecto, esto se ha logrado debido al con-
junto multidisciplinario de avances en la radiobiología; 
la física de partículas; las imágenes multimodales de 
definición de geometría y medios (PET, IRM, TC, eco, 
por ejemplo) o de soporte a la verificación correcta de 
los tratamientos; los desarrollos físico-matemáticos 
para la simulación del transporte de la radiación en 
los planificadores; la compleja y precisa ingeniería 
mecánica servocontrolada; las redes de comunicación 
de alta velocidad; los nuevos detectores simples y 
matriciales; la supercomputación; etc. Poner de una 
forma rigurosa, y a la vez clara y sencilla, todos estos 
conceptos al alcance de los especialistas que tendrán 
en sus manos esta potente y sofisticada herramienta no 
ha sido tarea fácil, pero sin duda ha sido bien lograda 
en el presente texto.
Por último, me gustaría felicitar al grupo de autores 
que han hecho posible que podamos tener en nuestras 
manos un manual, escrito en español, que será de una 
ayuda inestimable para profesores, alumnos y profesio-
nales del campo de la radioterapia.
Prof. Dr. F. Sánchez Doblado
Especialista en Radiofísica Hospitalaria.
Catedrático y director 
del Programa de Doctorado en Física Médica,
Facultad de Medicina, Universidad Sevilla, Sevilla
PRÓLOGO
xvi
Este libro nació impulsado por la necesidad de un texto 
que guiase a los alumnos del título de Técnico Supe-
rior en Radioterapia y Dosimetría. En principio nos fue 
sugerido que lo escribiéramos siguiendo los borradores 
del programa que se estaba elaborando para el título. 
Después de leer los sucesivos borradores que iban apa-
reciendo, constatamos que los contenidos referidos a 
la radiofísica radioterápica estaban muy diluidos en el 
programa formativo, y que además no reflejaban lo que 
nosotros, después de decenas de años de ejercicio de la 
radiofísica hospitalaria y radioterápica, considerábamos 
que debía recoger un programa formativo en esta área. 
Y esto por varias razones.
La primera, porque constatamos que ese contenido 
propuesto no se correspondía con el nivel de exigencia 
y responsabilidad que se asigna a estos profesionales. 
Este hecho obliga, ya fuera de su período académico, a 
una formación continuada al pairo de lo que el trabajo 
cotidiano les va exigiendo, ya que el período formativo 
asignado para el título de Técnico Superior en Radiote-
rapia en España es realmente escaso. Así pues, este es el 
origen de uno de los objetivos del presente libro: que, 
además de su uso como material de texto, sea una obra 
de consulta en el trabajo cotidiano.
Otra de las razones para reorientar los contenidos forma-
tivos viene del hecho de que, en el ámbito de la radiofí-
sica hospitalaria, no existen técnicos que estén formados 
bajo programas formativos específicos y oficiales para 
desarrollar el trabajo que se precisa en los departamentos de 
radiofísica y protección radiológica. Estos profesionales 
ya están presentes en otros países, donde la figura del 
dosimetrista, por ejemplo, es común. Esta es la razón de 
que se hayan introducido temas adicionales de física y 
dosimetría, para que los técnicos que se precisen en estos 
servicios estén convenientemente formados.
Así pues, nuestra resolución fue que debíamos con-
seguir un texto con esta intención realista de cubrir 
las necesidades existentes, ajustando los contenidos a las 
necesidades. La intención, pues, fue hacer un libro fun-
damentalmente de radiofísica en radioterapia.
Después de mucho trabajo, hemos conseguido llegar a 
puerto con nuestro proyecto. Quizás tenga inevitables 
errores, lógicos en una obra que se nos antoja ambiciosa 
y que hubiese requerido un mayor tiempo de desarrollo, 
pero fundamentalmente hemos plasmado lo que cree-
mos que los técnicos que trabajan en radioterapia, en 
uno u otro lado, en contacto con el paciente o colabo-
rando en el diseño de los tratamientos, deben conocer.
El nivel de los capítulos es variado; unos podrán pare-
cer sencillos y otros muy complejos, pero esto también 
tiene una intencionalidad plural. Los contenidos están 
planteados provocadoramente a varios niveles. Algunos, 
con un puro carácter informativo/formativo, a veces de 
alto nivel para incentivar el estudio y el conocimiento; 
otros, con un sentido crítico y especulativo acerca de 
cómo están las cosas y como debieran estar, y por último, 
otros, con sentido interrogativo, en los que se enfrenta el 
estado real de la situación, del trabajo que se desarrolla, 
con lo que razonablemente debería ser, dejando abierto a 
la reflexión cómo transformarlo y hacerlo de otra forma. 
Y esto, porque hay que darse cuenta de que esta actividad 
profesional, este ámbito de trabajo está absolutamente 
abierto a las mejoras continuas en los procedimientos 
radioterápicos, la seguridad de los tratamientos y de los 
profesionales, la tecnología y la organización. Todo está 
en un movimiento continuo, todo es interrogable y todo 
es mejorable.
El hecho de que el libro esté escrito en español también 
tiene gran importancia. Permite hacer llegar a nuestros 
colegas hispanoamericanos lo que nosotros estamos hacien-
do y lo que nos queda por hacer.
Presentado el proyecto a Elsevier, la editorial lo vio claro 
y nos animó a realizarlo. Y esto es algo por lo que les 
estamos profundamente agradecidos.
Luis Núñez Martín
PREFACIO
xvii
Pablo Castro Tejero
Facultativo especialista de área (FEA), 
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica, 
Hospital Universitario Puerta de Hierro Majadahonda, 
Majadahonda, Madrid, España
Carmen Escalada Pastor
Facultativa especialista de área (FEA), 
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica, 
Hospital Universitario Puerta de Hierro Majadahonda, 
Majadahonda, Madrid, España
Julia Garayoa Roca
Facultativa especialista de área (FEA), 
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica, 
Fundación Jiménez Díaz, Madrid, España
Jaime Martínez Ortega
Facultativo especialistade área (FEA), 
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica, 
Hospital Universitario Puerta de Hierro Majadahonda, 
Majadahonda, Madrid, España
María Monedero Pinto
Facultativa especialista de área (FEA), 
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica, 
Hospital Universitario Puerta de Hierro Majadahonda, 
Majadahonda, Madrid, España
Alfredo Montes Uruén
Facultativo especialista de área (FEA), 
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica, 
Hospital Universitario Puerta de Hierro Majadahonda, 
Majadahonda, Madrid, España
Luis Núñez Martín
Jefe de servicio, 
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica, 
Hospital Universitario Puerta de Hierro Majadahonda, 
Majadahonda, Madrid, España
Ruth Rodríguez Romero
Facultativa especialista de área (FEA), 
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica, 
Hospital Universitario Puerta de Hierro Majadahonda, 
Majadahonda, Madrid, España
Alberto Sánchez Reyes
Jefe de servicio, 
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica, 
Grupo IMO, Madrid, España
Patricia Sáchez Rubio
Facultativa especialista de área (FEA), 
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica, 
Hospital Universitario Puerta de Hierro Majadahonda, 
Majadahonda, Madrid, España
Manuel Tudanca Hernández
Facultativo especialista de área (FEA), 
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica, 
Grupo IMO, Madrid, España
COLABORADORES
Página deliberadamente en blanco
ÍNDICE DE CAPÍTULOS
 1. Estructura de la materia y transformaciones nucleares 2
 2. Interacción radiación-materia 11
 3. Magnitudes y unidades radiológicas 21
 4. Detección y medida de la radiación 32
 PARTE 1
Fundamentos de física 
de radiaciones ionizantes
2
CAPÍTULO
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
Estructura de la materia 
y transformaciones nucleares
María Pinto Monedero, Julia Garayoa Roca y Ruth Rodríguez Romero
1. INTRODUCCIÓN
El ser humano se ha planteado desde la Antigüedad de 
qué estaba hecha la materia. Desde las primeras teorías 
atómicas griegas que consideraban al átomo como un 
ente indivisible, el conocimiento sobre la estructura de la 
materia ha ido evolucionando hasta la actualidad, cuan-
do sabemos que existen numerosas partículas subatómi-
cas o elementales que forman la materia relacionadas por 
medio de una estructura fundamentalmente energética.
Los objetivos de este capítulo son:
1. Conocer la evolución de los modelos atómicos hasta 
la actualidad.
2. Conocer la estructura nuclear y su estabilidad.
3. Conocer los tipos de desintegración radiactiva.
2. ESTRUCTURA ATÓMICA. 
MODELOS DE ÁTOMOS
Las primeras teorías sobre la estructura atómica de la 
materia datan del siglo V a.C. El filósofo griego Demócrito 
formuló la teoría de que la materia se componía de par-
tículas indivisibles, a las que llamó átomos (a [no] y 
tomo [divisible]).
La descripción griega de la materia permaneció hasta el 
siglo XIX, cuando se consolidaron las bases de la teoría 
atómica moderna.
2.1. Modelo atómico de Dalton
En 1808, John Dalton publicó sus ideas sobre el mode-
lo atómico. Según Dalton, la materia está formada por 
pequeñas partículas esféricas e indivisibles denomina-
das átomos, que no se alteran por cambios químicos.
Existen diferentes tipos de átomos que se diferencian por 
su masa y sus propiedades. Los átomos de un mismo 
elemento son iguales entre sí (en masa, tamaño, etc.), 
mientras que los átomos de diferentes elementos tienen 
propiedades distintas.
Los compuestos se forman por la unión de átomos de los 
correspondientes elementos según una relación numéri-
ca sencilla y constante (agua, H
2
O).
1
ÍNDICE
1. Introducción 2
2. Estructura atómica. Modelos de átomos 2
2.1. Modelo atómico de Dalton 2
2.2. Modelo atómico de Thomson 3
2.3. Modelo atómico de Rutherford 3
2.4. Modelo atómico de Bohr 3
2.5. Modelo atómico actual 4
3. Estructura nuclear 4
3.1. Estabilidad nuclear 5
4. Transformaciones nucleares. 
Tipos de desintegraciones nucleares 5
4.1. Desintegración b− 6
4.2. Desintegración b+ 6
4.3. Captura electrónica 6
4.4. Desintegración a 6
4.5. Desintegración g 7
5. Radiaciones atómicas y nucleares 7
6. Isótopos radiactivos. Nucleidos naturales 
y artificiales 7
7. Actividad y desintegración. 
Ley del decaimiento radiactivo 8
7.1. Período de semidesintegración 9
7.2. Tiempo de vida medio 9
8. Resumen 9
Bibliografía 10
CAPÍTULO 1
Estructura de la materia y transformaciones nucleares
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2.2. Modelo atómico de Thomson
Hasta finales de la década de 1890, los átomos se consi-
deraban indivisibles. Fue en 1897 cuando J. Thomson, 
investigando la conductividad eléctrica de gases a bajas 
presiones, demostró que los átomos no eran indivisi-
bles, sino que en el interior de ellos hay unas pequeñas 
partículas con carga eléctrica negativa, a las que llamó 
electrones.
El modelo de Thomson, también conocido como mode-
lo de «pastel de pasas», postula que el átomo está forma-
do por una gran masa esférica positiva uniforme donde 
se distribuyen las cargas eléctricas negativas (electrones) 
a modo de pasas en un pastel (fig. 1-1A). El número de 
electrones es tal que iguala la cantidad de carga positiva, 
ya que el átomo en su conjunto debe ser eléctricamente 
neutro.
2.3. Modelo atómico de Rutherford
En 1911 Ernest Rutherford llevó a cabo una serie de 
experimentos que cambiaron las ideas existentes sobre 
la naturaleza del átomo. Rutherford bombardeó una 
fina lámina de oro con partículas alfa (núcleos de helio) 
y mediante una pantalla fluorescente observó cómo se 
dispersaban. La mayoría de ellas atravesaba la lámina 
metálica sin cambiar de dirección; sin embargo, unas 
pocas eran reflejadas hacia atrás con ángulos pequeños. 
Este resultado inesperado era incompatible con el mode-
lo de átomo macizo.
Rutherford estableció el modelo atómico nuclear. El áto-
mo está formado por el núcleo y la corteza. El núcleo es la 
parte central donde se concentra toda la carga positiva y 
prácticamente toda la masa del átomo. La corteza es casi 
un espacio vacío, donde se encuentran los electrones, 
con una masa muy pequeña y carga negativa, girando 
alrededor del núcleo (fig. 1-1B). Mientras el diámetro 
del átomo es del orden de 10−10 m, el núcleo tiene un 
diámetro de 10−14 m, es decir, unas 10.000 veces menor. 
Los electrones están ligados al núcleo gracias a la fuerza 
de atracción eléctrica entre cargas de signo opuesto.
La mayor parte del átomo es, por tanto, espacio vacío, 
lo que explica por qué la mayoría de las partículas que 
bombardeaban la lámina de oro la atravesaban sin ape-
nas variar su trayectoria. Sólo aquellas partículas que 
incidían directamente sobre los núcleos de oro eran 
reflejadas, siendo menor el número de partículas que 
experimentaban esta retrodispersión como consecuencia 
del pequeño tamaño de los núcleos en comparación con 
la corteza.
2.4. Modelo atómico de Bohr
El modelo atómico de Rutherford era inconsistente, pues 
ya se sabía que cualquier carga en movimiento acelerado 
emite energía en forma de radiación electromagnética. El 
electrón, que describe un movimiento acelerado alrede-
dor del núcleo, debía perder energía en forma de radia-
ción electromagnética, de manera que su trayectoria se 
acercase al núcleo hasta colisionar con él. Sin embargo, 
el núcleo era una estructura estable.
Por otro lado, el modelo de Rutherford tampoco per-
mitía explicar los espectros de emisión de los gases. Se 
entiende por espectro de emisión de un gas el conjunto 
de radiaciones electromagnéticas de frecuencias caracte-
rísticas de dicho gas o de sus elementos constituyentes 
que emite cuando se le confiere energía.
En 1913, Bohr desarrolló un nuevo modelo de átomo 
para explicar el espectro atómico del hidrógeno.
El átomo de Bohr contiene un núcleo pequeño, cargado 
positivamente y rodeado de electrones que giran alrede-
dor de él en determinadas órbitas fijas (fig. 1-1C).
Bohr establece que los electrones sólopueden girar en 
ciertas órbitas, llamadas órbitas estacionarias. En ellas, 
el electrón no emite energía: la energía cinética del elec-
trón equilibra exactamente la atracción electrostática 
FIGURA 1-1
A) Representación esquemática del modelo atómico de Thomson o «pastel de pasas». En este modelo, los electrones están distribuidos en una masa 
uniforme positiva. B) Representación gráfica del modelo atómico de Rutherford. El átomo, prácticamente hueco, consta de un núcleo positivo y de una 
corteza, donde se encuentran los electrones de carga negativa. C) Representación gráfica del modelo atómico de Bohr. Los electrones sólo pueden girar 
en ciertas órbitas permitidas.
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
4
entre las cargas opuestas de núcleo y electrón. Los elec-
trones se encuentran distribuidos en órbitas permitidas, 
es decir, el espacio que rodea al núcleo está cuantizado 
(término adoptado del inglés quantize, que significa dis-
creto o discontinuo), de tal manera que el radio de las 
órbitas no puede tener cualquier valor y sólo son posi-
bles para unos valores concretos. Cada nivel atómico de 
energía permitida para los electrones se caracteriza por 
su número cuántico principal n, que puede tomar los 
valores enteros n = 1, 2, 3, etc., dando lugar a los niveles 
atómicos K, L, M, etc., respectivamente.
Los saltos de los electrones desde niveles de mayor ener-
gía a otros de menor energía, o viceversa, suponen, res-
pectivamente, una emisión o una absorción de energía 
electromagnética (fotones) (fig. 1-2):
ν= ⋅ = −
γ
E h E Ef i
donde E
f
 es la energía del nivel final y E
i
 la energía del 
nivel inicial.
Sin embargo, el modelo atómico de Bohr no podía expli-
car los espectros atómicos más complejos. La idea de que 
los electrones se mueven alrededor del núcleo en órbitas 
definidas tuvo que ser desechada.
2.5. Modelo atómico actual
El modelo atómico de Bohr presentaba también impor-
tantes limitaciones, pues no podía explicar los espectros 
atómicos más complejos. Se hicieron varios intentos de 
adaptar el modelo a átomos multielectrónicos, como 
las correcciones de Sommerfeld, pero los resultados no 
fueron satisfactorios.
El modelo atómico actual fue desarrollado en la década 
de 1920 por Schrödinger y Heisenberg, según la teo-
ría de la mecánica cuántica y basándose en el principio 
de dualidad onda-corpúsculo de De Broglie. En vez de 
hablar del electrón como partícula y de trayectorias bien 
definidas, en mecánica cuántica se habla de la función de 
onda del electrón, que permite describir la probabilidad 
de que el electrón se encuentre en una región del espacio. 
El concepto de órbita se sustituye por el de orbital. El 
orbital describe una cierta región del espacio donde hay 
una probabilidad no nula de que se encuentre el elec-
trón. La combinación de todos los orbitales atómicos da 
lugar a la corteza electrónica.
3. ESTRUCTURA NUCLEAR
El núcleo contiene dos tipos de partículas: protones y 
neutrones. Ambas reciben el nombre conjunto de nucleo-
nes. Los nucleones tienen una masa aproximadamente 
2000 veces mayor que la masa de los electrones. La masa 
del neutrón es prácticamente la misma que la del protón. 
La carga eléctrica del protón es +e (entendiendo por e 
el valor absoluto, sin signo, de la carga del electrón); el 
neutrón, por su parte, es eléctricamente neutro (no tiene 
carga eléctrica) (tabla 1-1).
El número de protones, Z, se define como el número 
atómico del átomo y determina el número de electrones 
del mismo en estado neutro. El número de nucleones se 
denomina número másico, A, y representa de manera 
aproximada la masa del átomo:
= +A N Z
La notación empleada para sintetizar la composición 
nuclear y atómica de un elemento es XZ
A
N, donde X es el 
símbolo del elemento en cuestión. Una especie nuclear 
en particular recibe el nombre de nucleido.
Para cada elemento existen dos o más variedades que, 
teniendo el mismo número atómico, poseen diferente 
número másico, es decir, se diferencian en el número de 
neutrones. Estos nucleidos se denominan isótopos (p. ej., 
131I, 127I y 125I). Al compartir el mismo número atómico, se 
trata de los mismos elementos y sus propiedades químicas 
serán las mismas. En este sentido, el número atómico Z 
(número de protones o carga del núcleo) es lo que define 
al elemento, pudiendo variar el número de neutrones (la 
masa del núcleo) o el número de electrones en su corteza, 
convirtiéndose en un átomo ionizado (de carga no neutra).
FIGURA 1-2
En el modelo atómico de Bohr, los saltos de un electrón desde 
un nivel de mayor energía a otro de menor energía, o viceversa, 
suponen, respectivamente, una emisión o una absorción de energía 
electromagnética (fotones de luz).
TABLA 1-1 Resumen de la carga y la masa 
del protón, del neutrón y del electrón
Partícula Carga (e)* Masa (u)†
Protón +1 1,007277
Neutrón 0 1,008665
Electrón −1 0,000549
*e: carga del electrón (e = 1,60·10−19 C).
†u: unidad de masa atómica (u = 1,66·10−27 kg).
CAPÍTULO 1
Estructura de la materia y transformaciones nucleares
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Existen algunos nucleidos que comparten otras caracte-
rísticas. Dos nucleidos son isóbaros (del término griego 
baros, que significa «peso») cuando poseen el mismo 
número másico pero distinto número atómico (p. ej., 
131I, 131Xe y 131Cs). Como tienen diferente Z, corresponden 
a diferentes elementos. Dos nucleidos son isótonos si 
poseen el mismo número de neutrones pero diferente 
número atómico y, por lo tanto, diferente número mási-
co (p. ej., I , Xe y Cs53
131
78 54
132
78 55
133
78
).
3.1. Estabilidad nuclear
Los nucleones se encuentran sometidos a dos tipos de 
fuerzas o interacciones en el seno del núcleo atómico: 
interacciones electrostáticas o coulombianas e interac-
ciones nucleares fuertes. En este caso, las interacciones 
coulombianas actúan como fuerzas repulsivas que se 
originan entre protones, al tener cargas del mismo signo. 
Las interacciones nucleares fuertes se originan entre los 
nucleones, independientemente de que sean protones o 
neutrones. Son fuerzas de atracción muy intensas, pero 
de muy corto alcance. Estas fuerzas son las encargadas de 
mantener unidos los protones y neutrones en el núcleo, 
venciendo la repulsión de las fuerzas electrostáticas.
Algunas combinaciones de protones y neutrones no 
forman núcleos estables. Si estudiamos los núcleos que 
se encuentran en la naturaleza en cuanto al número de 
protones y al número de neutrones (fig. 1-3), observa-
mos que se distribuyen en torno a una franja llamada 
línea de estabilidad. Los núcleos ligeros contienen apro-
ximadamente el mismo número de neutrones que de 
protones (N ≈ Z). Sin embargo, en los núcleos más 
pesados el número de neutrones es siempre superior al 
de protones. En concreto, N ≈ 1,5 Z, es decir, contienen 
aproximadamente un 50% más de neutrones que de 
protones.
Los núcleos situados fuera de la línea de estabilidad son 
inestables y emitirán partículas o radiación para trans-
formarse en núcleos más estables a través de un proceso 
de desintegración radiactiva. En estos casos, los nucleidos 
se denominan radionucleidos o isótopos radiactivos.
4. TRANSFORMACIONES NUCLEARES. 
TIPOS DE DESINTEGRACIONES 
NUCLEARES
En 1896, Henri Becquerel descubrió la radiactividad 
cuando estudiaba la fosforescencia de determinadas 
sales de uranio. Becquerel guardó las sales de uranio 
junto a unas placas fotográficas en un cajón cerrado 
herméticamente. Al cabo de unos días, encontró que 
las placas fotográficas estaban veladas. Tras repetir la 
FIGURA 1-3
Representación gráfica de los nucleidos hallados en la 
naturaleza en función del número de neutrones (N) y del 
número de protones (Z). Los nucleidos que se encuentran 
en la naturaleza se distribuyen alrededor de una línea 
imaginaria, llamada línea de estabilidad, N≈Z para núcleos 
ligeros y N≈1,5·Z para núcleos más pesados.
PARTE 1
Fundamentosde física de radiaciones ionizantes
6
experiencia con idénticos resultados, concluyó que las 
sales de uranio emitían de manera natural algún tipo 
de radiación que impresionaba las placas fotográficas.
La radiactividad es la emisión de partículas o de radia-
ción electromagnética por los núcleos inestables de 
ciertos elementos.
4.1. Desintegración b−
Algunos núcleos son inestables debido a que tienen un 
exceso de protones o de neutrones. Cuando un núcleo 
es inestable porque tiene un exceso de neutrones puede 
transformar un neutrón en un protón, a la vez que se 
emite un electrón. Este tipo de transformación se deno-
mina desintegración b− y se simboliza así:
υ
υ
→ + +
→ + +
−
−
+ −
−
n p e
X Y eZ
A
Z
A
0
1
1
1
1
0
1 1
0
Además de un electrón, Pauli propuso en 1930 que 
debía emitirse otra partícula, a la que llamó neutrino, 
para que se cumplieran las leyes de conservación de 
energía y momento en la transformación. El neutrino 
() y su antipartícula el antineutrino (υ) son partículas 
subatómicas sin carga eléctrica y con una masa muy 
pequeña. En la desintegración b− se emite un antineu-
trino (fig. 1-4A).
4.2. Desintegración b+
Cuando un núcleo posee un exceso de protones puede 
transformar un protón en un neutrón, a la vez que emite 
un positrón y un neutrino. El positrón es la antipartícula 
del electrón, es decir, una partícula con la misma masa 
y la misma carga, pero de signo opuesto. Esta trans-
formación recibe el nombre de desintegración b+ y se 
simboliza así:
υ
υ
→ + +
→ + +
+
−
+
p n e
X Y eZ
A
Z
A
1
1
0
1
1
0
1 1
0
Una vez que se ha emitido el positrón, este pierde su 
energía cinética mediante choques con los átomos de 
la materia circundante, hasta que finalmente colisiona 
con un electrón en la llamada reacción de aniquilación. 
Como resultado de la aniquilación del conjunto electrón- 
positrón se emiten dos fotones en la misma dirección, 
pero con sentidos opuestos. La energía de cada fotón es 
0,511 MeV, el equivalente en energía de la masa del elec-
trón y del positrón (fig. 1-4B).
Los radionucleidos empleados en la tomografía por 
emisión de positrones (PET) son de esta clase.
4.3. Captura electrónica
En este tipo de desintegración, el núcleo absorbe un elec-
trón orbital y lo combina con un protón para formar un 
nuevo neutrón, emitiendo un neutrino:
e p n
e X YZ
A
Z
A
1
0
1
1
0
1
1
0
1
υ
υ
+ → +
+ → +
−
−
−
−
−
Por su similitud, en ocasiones este tipo de desintegra-
ción recibe el nombre de «desintegración b− inversa», ya 
que en ambos casos el núcleo se transforma en otro de 
número atómico Z − 1 manteniendo el número másico.
El electrón orbital pertenece generalmente a las capas 
más internas de la corteza, las capas K y L. El hueco 
dejado por el electrón capturado se llena con otro elec-
trón de las capas más externas, emitiéndose rayos X con 
una energía igual a la diferencia de energías de ambas 
capas.
En las desintegraciones β−, β+ y captura electrónica, el 
número de nucleones, o número másico, permanece 
estable, ya que la cantidad de neutrones disminuye 
una unidad y la de protones aumenta así mismo una 
unidad. El núcleo hijo es, por tanto, isóbaro del núcleo 
padre.
4.4. Desintegración a
En este tipo de desintegración el núcleo emite un núcleo 
de helio, formado por dos protones y dos neutrones. La 
partícula a es una estructura muy estable y fuertemente 
ligada. La emisión de partículas a es resultado de la 
repulsión electrostática entre los protones del núcleo 
(fig. 1-5).
El proceso puede simbolizarse así:
→ +
−
−
−
X Y HeZ
A
N Z
A
N2
4
2 2
4
2
El núcleo resultante retrocede dos unidades en la tabla 
periódica y su número másico disminuye en cuatro 
unidades.
Este tipo de desintegración radiactiva es típica de núcleos 
pesados; la mayoría de los núcleos con A > 190 y muchos 
con 150 < A < 190 son inestables frente a la desinte-
gración a.
FIGURA 1-4
Esquema de las desintegraciones b− (A) y b+ (B). En la desintegración b−, 
el nucleido padre se desintegra emitiendo un electrón y un antineutrino, 
resultando un nuevo nucleido con un neutrón menos y un protón más. 
En la desintegración b+, el nucleido padre se desintegra emitiendo un 
positrón y un neutrino, resultando un nuevo nucleido con un neutrón más 
y un protón menos.
CAPÍTULO 1
Estructura de la materia y transformaciones nucleares
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4.5. Desintegración g
Tras la mayor parte de las desintegraciones a y b, el 
núcleo queda en un estado excitado. Un estado excitado 
es inestable porque se encuentra en un nivel energético 
superior al del estado fundamental (estable). Estos esta-
dos decaen al estado fundamental emitiendo el exceso 
de energía en forma de rayos g. Los rayos g son ondas 
electromagnéticas de muy alta energía, mayor que la de 
los rayos X. Tienen un alto poder de penetración, atra-
viesan con facilidad el cuerpo humano y para frenarlos 
se necesitan varias láminas de plomo o gruesas paredes 
de hormigón.
El estado excitado de un núcleo se representa mediante 
un asterisco en superíndice. Por ejemplo, la desinte-
gración g del isótopo 12C sería:
γ→ +C C MeV(4,4 )6
12 *
6
12
Este tipo de desintegraciones también reciben el nombre 
de transición isomérica.
5. RADIACIONES ATÓMICAS 
Y NUCLEARES
En el apartado 4, «Transformaciones nucleares. Tipos de 
desintegraciones nucleares», hemos visto diferentes tipos 
de radiaciones nucleares, resultado de distintos proce-
sos que tienen lugar en el núcleo atómico. Entre ellas, 
aparecen tanto radiación corpuscular (desintegración b, 
desintegración a y captura electrónica) como radiación 
electromagnética (desintegración g).
Existen radiaciones que se producen debido a las tran-
siciones electrónicas. Como ya sabemos, los saltos de 
los electrones desde niveles de mayor energía a otros 
de menor energía, o viceversa, suponen respectivamente 
una emisión o una absorción de energía electromagné-
tica (fotones).
Cuando se arranca un electrón de alguna de las capas 
debido a una interacción con un fotón o una partícula 
cargada, se crea una vacante en esa capa. Alguno de los 
electrones de capas superiores llenará esta vacante, emi-
tiendo un fotón de energía igual a la diferencia de energía 
entre ambos niveles. Estos fotones reciben el nombre de 
rayos X característicos. En otras ocasiones, la diferencia 
de energía entre las capas no se traduce en la emisión de 
un fotón, sino que se transfiere a otro electrón orbital, 
arrancándolo y cediéndole cierta energía cinética. En este 
caso, los electrones reciben el nombre de electrones Auger.
6. ISÓTOPOS RADIACTIVOS. 
NUCLEIDOS NATURALES 
Y ARTIFICIALES
Como hemos visto, existen algunas combinaciones de 
protones y neutrones que no forman núcleos estables. 
Decimos que un isótopo es radiactivo cuando su combi-
nación de protones y neutrones es inestable, y tenderá, 
por tanto, a transformarse de manera espontánea en otro 
núcleo más estable emitiendo radiación.
Por ejemplo, de los isótopos del hidrógeno, el hidrógeno 
simple (1H) es el más abundante en la naturaleza y su nú-
cleo está formado sólo por un protón. El deuterio (2H) 
incorpora un neutrón al núcleo y es especialmente esta-
ble. Sin embargo, el tritio (3H) incorpora un neutrón 
adicional y es un isótopo radiactivo.
La mayoría de los elementos se encuentran en la natu-
raleza como una mezcla de sus diferentes isótopos. La 
abundancia isotópica relativa es el porcentaje que corres-
ponde a cada isótopo de un elemento tal como se halla 
en la naturaleza.
Son nucleidos radiactivos naturales, y por tanto constitu-
yen una fuente natural de radiación, aquellos nucleidos 
presentes en la Tierra que emiten radiación y no han 
sido originados por la actividad humana (tabla 1-2). 
Las principales fuentes de radiación natural tienen su 
origen en los rayos cósmicos (3H, 7Be, 14C, 22Na) y en la 
corteza terrestre (40K, 87Rb, series radiactivas del uranio 
y del torio) (tabla1-3).
Los nucleidos radiactivos artificiales son aquellos que 
han sido producidos como resultado de alguna acti-
vidad humana. En el ámbito sanitario, los nucleidos 
FIGURA 1-5
Esquema de una desintegración a. El nucleido padre se desintegra 
emitiendo una partícula alfa (núcleo de He2
4
2 ), resultando en un nuevo 
nucleido con dos protones y dos neutrones menos.
TABLA 1-2 Ejemplos de radionucleidos naturales
Radionucleidos 
naturales
Período de 
semidesintegración
Radiación 
cósmica
Hidrógeno-3 12,3 años
Berilio-7 53,3 días
Carbono-14 5,7·103 años
Sodio-22 2,6 años
De la corteza 
terrestre
Potasio-40 1,3·109 años
Rubidio-87 4,7·1010 años
Serie uranio-235 7,0·108 años
Serie uranio-238 4,5·109 años
Serie torio-232 1,4·1010 años
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
8
radiactivos artificiales se utilizan con fines diagnósticos 
en los servicios de medicina nuclear; para investiga-
ción en el campo de la inmunología, la hematología, la 
biología molecular, etc., y con fines terapéuticos en los 
servicios de medicina nuclear y de oncología radioterá-
pica (tabla 1-4).
Existen otros nucleidos radiactivos que se emplean 
principalmente en la industria nuclear para la obten-
ción de energía. La radiactividad liberada en la atmós-
fera, sobre todo como consecuencia de las pruebas 
nucleares efectuadas, se deposita poco a poco sobre la 
superficie de la Tierra (lluvia radiactiva). Sin embargo, 
su aportación a la dosis recibida por la población es 
muy pequeña en comparación con las exposiciones 
médicas (fig. 1-6).
7. ACTIVIDAD Y DESINTEGRACIÓN. 
LEY DEL DECAIMIENTO RADIACTIVO
La desintegración radiactiva es un proceso espontáneo. 
No podemos saber en qué momento un núcleo deter-
minado va a decaer radiactivamente para transformase 
en otro más estable. Sin embargo, por estadística, si 
tomamos una muestra grande de núcleos del mismo 
nucleido podremos saber qué ley sigue su desintegra-
ción, es decir, qué cantidad de núcleos decaerán en un 
tiempo determinado.
La actividad (A) es el número de desintegraciones que 
se producen en una muestra por unidad de tiempo. 
Supongamos que tenemos N núcleos radiactivos del 
mismo nucleido en un cierto instante t. Transcurrido un 
período de tiempo ∆t, parte de esos núcleos se habrán 
desintegrado. Si llamamos ∆N a la diferencia entre el 
número de núcleos existentes transcurrido un tiempo 
∆t y el número inicial de núcleos, podemos definir la 
actividad:
= −
∆
∆
A
N
t
La actividad se mide, en el Sistema Internacional (SI) 
de unidades, en desintegraciones por segundo, unidad 
que recibe el nombre de Becquerelio (Bq) en honor a 
Henri Becquerel:
=Bq1 1desint./s
TABLA 1-3 Series radiactivas naturales
Número de masa Serie Origen
Período 
de semidesintegración (años) Producto final
4n Torio Th
90
232 1,41·1010
Pb
82
208
4n + 1 Neptunio Np
92
237 2,14·106
Bi
83
209
4n + 2 Uranio/radio U
92
238 4,15·109
Pb
82
206
4n + 3 Uranio/actinio U
92
235 7,18·108
Pb
22
207
TABLA 1-4 Características y aplicación 
de algunos nucleidos radiactivos artificiales
Radionucleidos
Tipo 
de emisión Período Aplicación
Fósforo-32 b− 14,3 días Investigación
Yodo-131 b−, g 8,4 días Diagnóstico, 
terapia
Iridio-192 b−, g 74 días Terapia
Tecnecio-99m g 6 horas Diagnóstico
Carbono-11 b+ 20,4 min Diagnóstico
FIGURA 1-6
Dosis promedio recibida en 1 año por una persona cualquiera 
de la población española (porcentajes respecto a la dosis total). 
Fuente: Consejo de Seguridad Nuclear.
CAPÍTULO 1
Estructura de la materia y transformaciones nucleares
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o.
Antiguamente se utilizaba también el Curio (Ci), que 
corresponde a la actividad de un gramo de radio, elemen-
to radiactivo descubierto por el matrimonio formado por 
Marie y Pierre Curie:
Ci1 3,7 10 desint./s 3,7 10 Bq10 10
= ⋅ = ⋅
Esta unidad esta hoy en día en desuso y no debe ser 
utilizada.
El número de desintegraciones que se producen por uni-
dad de tiempo es proporcional el número de núcleos de 
la muestra. La constante de proporcionalidad, l, recibe 
el nombre de constante de desintegración radiactiva y se 
mide en s−1:
λ= −
∆
∆
= ⋅A
N
t
N
Integrando la expresión de manera sencilla, llegamos a 
la ley de desintegración radiactiva:
=
λ− ⋅N N e t
0
donde N
0
 es el número inicial de núcleos (fig. 1-7). Como 
la actividad y el número de núcleos están relacionados 
a través de la constante de desintegración, podemos 
expresar la ley de desintegración radiactiva en función de 
la actividad, multiplicando a ambos lados por l:
λ λ⋅ = ⋅ ⇒ =
λ λ− ⋅ − ⋅N N e A A et t
0 0
donde A
0
 es la actividad en el instante inicial (t = 0).
El proceso de desintegración de un núcleo es indepen-
diente de factores externos como la temperatura o la pre-
sión; únicamente depende del propio nucleido a través 
de la constante de desintegración, l. Cada nucleido tiene 
una l característica, que da idea de la probabilidad de 
que se desintegre por unidad de tiempo.
7.1. Período de semidesintegración
El período de semidesintegración radiactiva, T
1/2
, es el 
tiempo necesario para que la actividad de un radionu-
cleido se reduzca a la mitad. Esto es equivalente a decir 
que el número de radionucleidos de la muestra se reduz-
ca a la mitad:
A
A e e T
2
ln
1
2
ln ln 21/2 1/2T T0
0 1/2λ( )= ⇒ 



= ⇒ = ⋅
λ λ− ⋅ − ⋅
λ
=T
ln 2
1/2
El período de semidesintegración se mide en unida-
des de tiempo (segundos, minutos, horas, años). Del 
mismo modo que la constante de desintegración, l, 
el período de semidesintegración es característico del 
radionucleido.
7.2. Tiempo de vida medio
El tiempo de vida medio, τ, es el tiempo medio que tarda 
un nucleido en desintegrarse, o el tiempo que tarda en 
reducirse la actividad 1/e. Se relaciona con la constante 
de desintegración radiactiva, l, a través de la relación:
τ
λ
=
1
También se relaciona con el período de semidesinte-
gración radiactiva, T
1/2
, como sigue:
τ =
T
ln 2
1/2
El tiempo de vida medio es más largo que el período 
de semidesintegración radiactiva. Se mide en unida-
des de tiempo.
8. RESUMEN
● Un nucleido está determinado por un número de 
protones (Z), de neutrones (N) y de nucleones (A) 
característico.
● Isótopos: nucleidos con la misma Z (mismo número 
de protones).
● Isótonos: nucleidos con la misma N (mismo número 
de neutrones).
● Isóbaros: nucleidos con la misma A (mismo número 
de nucleones).
● En el núcleo actúan dos tipos de interacciones:
● Interacción coulombiana: entre protones, de carácter 
repulsivo.
● Interacción nuclear fuerte: entre nucleones, de carác-
ter atractivo y corto alcance.
● Existen nucleidos estables y otros que no lo son. Los 
nucleidos estables se encuentran en torno a la línea 
de estabilidad:
● N≈Z para nucleidos ligeros.
● N≈1,5·Z para nucleidos pesados.
FIGURA 1-7
Ley de desintegración radiactiva. El número de radionucleidos de la 
 muestra decae de manera exponencial negativa. Cuando ha transcurrido 
un tiempo igual a un período de semidesintegración, el número de núcleos 
de la muestra se ha reducido a la mitad. Si el tiempo transcurrido es igual 
a dos períodos de semidesintegración, el número de núcleos de la muestra 
se reduce a la cuarta parte.
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
10
● Los nucleidos inestables experimentan un proceso 
de desintegración para alcanzar la estabilidad. La 
radiactividad es la emisión de partículas o radiación 
electromagnética por núcleos inestables de ciertos 
elementos.
● La desintegración b− afecta a los nucleidos con exce-
so de neutrones y consiste en la desintegración 
de un neutrón en un protón mediante el proceso 
υ→ + +
−
−n p e0
1
1
1
1
0 .
● La desintegración b+ afecta a los nucleidos con 
exceso de protones y consiste en la desintegración 
de un protón en un neutrón mediante el proceso 
υ→ + +
+p n e1
1
0
1
1
0 .
● La captura electrónica afecta a nucleidos con un exceso 
de protones. Consisteen la absorción de un electrón 
orbital y su combinación con un protón para producir 
un neutrón: υ+ → +
−
−e p n1
0
1
1
0
1 .
● La desintegración a consiste en la emisión, por parte 
del núcleo, de una partícula a (formada por dos pro-
tones y dos neutrones): → +
−
−X Y HeZ
A
Z
A
2
4
2
4 .
● La desintegración g se produce cuando un nucleido 
se encuentra en estado excitado, emitiendo el exceso 
de energía en forma de radiación electromagnética: 
γ→ +X XZ
A
Z
A* .
● La actividad es el número de desintegraciones que se 
producen por segundo. Su unidad en el SI es el Bq.
● El número de nucleidos que se desintegran radiacti-
vamente transcurrido un cierto tiempo, t, sigue una 
ley de tipo exponencial llamada ley de desintegración 
radiactiva.
Bibliografía
Bushberg JT, Seibert AJ, Leidholdt EM, Boone JM. The essential physics 
of medical imaging. 2nd ed. Philadelphia: Lippincott Williams & 
Wilkins; 2001. p. 17-30. 
Bushong SC. Manual de radiología para técnicos. Física, biología y pro-
tección radiológica. 9ª ed. Madrid: Elsevier España; 2010. p. 37-56. 
Cherry SR, Sorenson JA, Phelps ME. Physics in nuclear medicine. 3rd ed. 
Philadelphia: Saunders; 2003. p. 7-43. 
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lógica en el medio sanitario. Disponible en: https://www.csn.es/
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Johns HE, Cunningham JR. The physics of radiology. 4th ed. Spring-
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Tipler PA. Física para la ciencia y la tecnología, Vol. 2. 4ª ed. Barcelona: 
Reverté; 2001. p. 1209-40. 
11
CAPÍTULO
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
Interacción radiación-materia
Julia Garayoa Roca, María Pinto Monedero y Patricia Sánchez Rubio
1. INTRODUCCIÓN
La radiación es un transporte de energía a través del 
vacío o de un medio material. Cuando la radiación se 
propaga en un medio se producen interacciones entre la 
radiación y la materia. El tipo de interacción que sufre 
la radiación depende tanto de las propiedades físicas 
de la propia radiación como de las del medio en el que 
se propaga. En este tema se estudiarán tales interacciones, 
tras una breve descripción de los tipos de radiación que 
existen en la naturaleza.
Se estudiarán las interacciones de los fotones, de las 
partículas cargadas, haciendo una mención especial a 
los electrones, que son un caso particular de partícula 
cargada, y por último se comentarán las interacciones 
de los neutrones.
El objetivo de este capítulo es que el lector se familiarice 
con las interacciones que sufre la radiación al atravesar 
la materia, pues constituyen el principio físico en el cual 
se basan las técnicas de imagen médicas y el tratamiento 
radioterápico que se irán viendo en los capítulos pos-
teriores.
2. TIPOS DE RADIACIÓN. 
RADIACIÓN ELECTROMAGNÉTICA 
Y RADIACIÓN CORPUSCULAR
La radiación es un transporte de energía a través del vacío 
o de un medio material. En general, se habla de radiación 
electromagnética y radiación corpuscular.
La radiación corpuscular está formada por partículas 
que se propagan en el espacio transportando energía. 
En el capítulo 1 se han descrito algunos ejemplos de 
partículas, como la radiación b, formada por electrones, 
o las partículas a y los neutrones, que se producen en las 
desintegraciones radiactivas.
En cuanto a la radiación electromagnética, está formada 
por campos electromagnéticos oscilantes que transpor-
tan energía a través del espacio. Son radiaciones elec-
tromagnéticas los rayos X y la radiación g, propias de 
las transiciones atómicas y nucleares, respectivamente, 
y que ya se han tratado en el capítulo 1. Pero además 
de estas dos formas de radiación electromagnética, tam-
bién existen otras: las ondas de radio, las microondas, el 
infrarrojo, la luz visible y la luz ultravioleta. Todas son 
2
ÍNDICE
1. Introducción 11
2. Tipos de radiación. Radiación electromagnética 
y radiación corpuscular 11
2.1. Radiaciones ionizantes 12
3. Interacción de los fotones con la materia 12
3.1. Atenuación de un haz de fotones: 
coeficientes de atenuación másicos 13
3.2. Efecto fotoeléctrico 13
3.3. Efecto Compton 15
3.4. Creación de pares electrón-positrón 16
3.5. Otras interacciones de los fotones: 
dispersión de Rayleigh e interacciones 
fotonucleares 16
4. Interacción de las partículas cargadas 
con la materia 17
4.1. Poder de frenado 17
4.2. Pérdidas energéticas por colisión 18
4.3. Pérdidas energéticas por emisión 
de radiación de frenado 18
4.4. Pérdidas energéticas en interacciones 
nucleares 18
4.5. Interacciones de los electrones 
con la materia 19
5. Interacción de los neutrones con la materia 19
6. Resumen 20
Bibliografía 20
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
12
radiaciones electromagnéticas, y la diferencia entre ellas ra-
dica en la energía que transportan. De hecho, existe un 
espectro continuo de energías posibles, llamado espectro 
electromagnético.
La radiación electromagnética se propaga en el vacío a 
velocidad c (c: velocidad de la luz, aproximadamente 
3 × 108 m/s) y se caracteriza por su frecuencia ν y su 
longitud de onda l. Si imaginamos la radiación elec-
tromagnética como una onda sinusoidal que se propaga 
en el espacio, la frecuencia ν es el período de repetición 
de la onda, es decir, el número de crestas o de valles que 
pasan por un punto por unidad de tiempo, y por tanto 
tiene dimensiones de tiempo−1 y se mide en ciclos/s o 
Hz; la longitud de onda l es la distancia entre dos crestas 
o dos valles consecutivos, tiene dimensiones de longitud 
y se mide en metros. Como la velocidad de propagación 
de la radiación electromagnética es c, se cumple que 
c = lν.
Es bien conocida la naturaleza ondulatoria de la luz, 
pues la física clásica se ha encargado de estudiar los fenó-
menos ondulatorios de la luz visible (zona del espectro 
electromagnético a la que es sensible el ojo humano). 
Sin embargo, con el desarrollo de la teoría cuántica se 
puso de manifiesto que, dependiendo del fenómeno 
estudiado, la radiación electromagnética se comportaba 
como un haz de partículas y no como una onda; es lo 
que se conoce como dualidad onda-corpúsculo.
De este modo, la radiación electromagnética está for-
mada por cuantos de energía, llamados fotones, que 
transportan energía y viajan a la velocidad de la luz. 
Un fotón es una partícula sin masa y sin carga eléctrica. 
La energía de un cuanto de radiación electromagnéti-
ca está relacionada con la frecuencia de la radiación ν 
(o de manera equivalente, con su longitud de onda l) 
mediante la expresión:
E h h
c
ν
λ
= =
 
[1]
donde h es la constante de Planck, en honor al físico 
alemán que desarrolló la teoría cuántica de la radiación 
electromagnética. La constante h = 6,626 × 10−34 J 
s = 4,136 × 10−15 eV s. Por tanto, a mayor frecuencia 
ν, o menor longitud de onda l, mayor es la energía de 
los fotones.
Dentro del espectro electromagnético, los rayos g son los 
más energéticos, con longitudes de onda del orden del 
tamaño de un núcleo atómico; mientras que las ondas de 
radio, mucho menos energéticas, presentan longitudes 
de onda del orden del kilómetro.
En la mayoría de los capítulos de este libro, sólo nos 
vamos a interesar por los fotones con energías altas 
(rayos X y g), pues este es el tipo de radiación y rango 
de energías más relevante en el ámbito de la radioterapia 
y la imagen médica. Además, a partir de ahora, en este 
capítulo, nos referiremos siempre a los fotones, en virtud 
del fenómeno de dualidad onda-corpúsculo.
2.1. Radiaciones ionizantes
Los distintos tipos de radiación (fotones, electrones, 
iones pesados y neutrones) presentan comportamientosdistintos en su interacción con la materia, dependiendo 
de sus características físicas. La materia está constituida 
por átomos, es decir, núcleos y electrones. Por tanto, 
estudiar las interacciones de las partículas con la materia 
equivale a estudiar sus interacciones con los núcleos y 
los electrones.
Las radiaciones suelen clasificarse en ionizantes y no 
ionizantes. El proceso de ionización consiste en una 
interacción con los electrones atómicos en la que uno 
de estos electrones es arrancado del átomo. Las radiacio-
nes no ionizantes son aquellas que, por su baja energía, 
no son capaces de producir ionizaciones atómicas, y no 
serán objeto de estudio en este capítulo. Las radiaciones 
ionizantes sí pueden producir ionizaciones y por tanto 
tienen energías por encima de unos pocos eV, que es el 
orden de la energía de ligadura de los electrones en 
el átomo.
Las radiaciones ionizantes suelen subdividirse en dos 
grandes grupos: directamente ionizantes e indirectamen-
te ionizantes. Las radiaciones directamente ionizantes 
son las partículas cargadas, por ejemplo los electrones, 
que presentan interacciones coulombianas y que, por 
tanto, pueden producir ionizaciones. Las radiaciones 
indirectamente ionizantes son las partículas neutras, 
como los fotones de rayos X, g y los neutrones, que al 
interaccionar con el medio producen partículas cargadas 
que, a su vez, son capaces de producir ionizaciones.
Todas las partículas transportan energía, y al atravesar 
la materia e interaccionar con ella mediante todos los 
mecanismos que se describen a continuación, depositan 
energía en el medio. En el campo de la radioterapia, 
este depósito de energía es el causante de la lesión o la 
muerte de las células sanas o tumorales. Cada tipo de 
partícula presentará unas características (mayor o menor 
alcance, mayor o menor depósito local de energía, etc.) 
que la harán más o menos apropiada para un objetivo 
terapéutico dado.
3. INTERACCIÓN DE LOS FOTONES 
CON LA MATERIA
El fotón es una partícula elemental sin masa y sin carga 
eléctrica. Los fotones presentan una serie de interaccio-
nes propias cuya probabilidad de ocurrencia depende 
tanto de la propia energía de los fotones como de las 
características del medio dispersor. La interacción puede 
tener lugar con electrones muy ligados al átomo, como 
ocurre en el efecto fotoeléctrico, o con electrones libres 
o poco ligados, en cuyo caso tenemos fenómenos de 
dispersión tipo Rayleigh o efecto Compton. Por último, 
por encima de cierta energía umbral, el fotón puede 
interaccionar con el campo electromagnético creado 
por el núcleo y dar lugar a la producción de pares elec-
trón-positrón.
CAPÍTULO 2
Interacción radiación-materia
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A continuación se describe la atenuación de un haz de 
fotones que penetra en la materia, y se estudiará deta-
lladamente el origen físico de las interacciones del fotón 
con el medio, así como la escala energética a la cual se 
produce cada una de ellas.
3.1. Atenuación de un haz de fotones: 
coeficientes de atenuación másicos
Un haz de fotones que penetra en un medio sufre una 
atenuación originada por todas las interacciones antes 
mencionadas. Supongamos que se hace incidir un haz 
delgado con N fotones sobre cierto material. La reducción 
en el número de fotones, ∆N, que experimenta el haz al 
atravesar un espesor ∆x de material, viene dada por:
N N xµ∆ = − ∆ [2]
donde la constante de proporcionalidad m es el llamado 
coeficiente de atenuación. Nótese que esta ecuación 
diferencial es del mismo tipo que la que describe la ley 
de desintegración radiactiva nuclear. La integración de 
esta ecuación diferencial conduce a la relación:
N x N e( ) x
0=
µ−
 [3]
donde N
0
 es el número de fotones que contiene inicial-
mente el haz al penetrar en el medio, N(x) es el número de 
fotones que alcanzan un espesor x de material, y m es el coe-
ficiente de atenuación. El producto mx es la probabilidad de 
que el fotón sea absorbido por alguno de los mecanismos 
de interacción. Como m tiene dimensiones de 1/longitud, 
si x viene expresada en cm, m tiene unidades de cm−1.
La probabilidad de que un fotón interaccione con alguno 
de los átomos de la materia es directamente proporcional 
al número de átomos presentes, es decir, m es propor-
cional a la densidad del medio. Por eso se introduce el co-
eficiente de atenuación másico, que es independiente de 
la densidad del material y se define como el cociente entre 
el coeficiente de atenuación y la densidad del material: m/ρ. 
El cociente m/ρ tiene dimensiones de longitud2/masa y 
suele expresarse en cm2/g.
La figura 2-1 representa la atenuación de un haz de 
fotones de 6 MeV (energía frecuente en los haces de tra-
tamiento utilizados en radioterapia) al atravesar tres 
materiales distintos: agua, hormigón y plomo. Se observa 
que la atenuación es más rápida en el plomo y el hormi-
gón que en el agua, pues son materiales más densos for-
mados por elementos con mayor número atómico. Esta 
figura muestra que el coeficiente de atenuación depende 
de la energía de los fotones y del material atravesado.
Análogamente a como se define el periodo de semidesin-
tegración de un núcleo en el marco de la desintegración 
radiactiva, en este caso podemos definir la capa hemi-
rreductora x
1/2
 como el grosor de material absorbente que 
reduce el número de fotones iniciales a la mitad. Dos 
capas hemirreductoras lo reducen a una cuarta parte, y 
así sucesivamente; n capas hemirreductoras reducen el 
número de fotones en un factor 1/(2n).
La capa hemirreductora está relacionada con el coeficien-
te lineal de atenuación según la ecuación siguiente, que 
se deduce de sustituir N(x
1/2
) = N
0
/2 en la ecuación 3:
x
ln 2
1/2
µ
=
 
[4]
En la figura 2-1 se muestra la capa hemirreductora en 
agua, hormigón y plomo, para los fotones de 6 MeV. 
Como la atenuación de los fotones es mayor en el plomo 
y en el hormigón que en el agua, las capas hemirreducto-
ras correspondientes al plomo y al hormigón son mucho 
más pequeñas.
Cada una de las interacciones que contribuye a la ate-
nuación del haz de fotones puede expresarse mediante 
un coeficiente de atenuación másico propio. Así, for-
malmente, el coeficiente de atenuación másico debido 
a todas las interacciones posibles viene dado por:
fe C e e Rµ
ρ
µ
ρ
µ
ρ
µ
ρ
µ
ρ
= + + +
+ −
 
[5]
donde m
fe
, m
C
, m
ee
 y m
R
 son los coeficientes de atenuación 
debidos a la interacción fotoeléctrica, Compton, crea-
ción de pares y dispersión Rayleigh, respectivamente. 
Seguidamente se describen con detalle estas interac-
ciones y las dependencias de sus correspondientes coe-
ficientes de atenuación.
3.2. Efecto fotoeléctrico
En este proceso, el fotón incidente interacciona con un 
electrón atómico y le transfiere toda su energía, desapa-
reciendo el fotón original, como puede verse de forma 
FIGURA 2-1
Atenuación de un haz de fotones de 6 MeV al atravesar agua, hormigón 
y plomo. Las líneas discontinuas indican la capa hemirreductora para 
cada uno de los medios. Coeficientes de atenuación obtenidos de la base 
de datos XCOM del National Institute of Standards and Technology.
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
14
esquemática en la figura 2-2. El electrón secundario, 
también llamado fotoelectrón, adquiere toda la energía 
del fotón en forma de energía cinética y es expulsado del 
átomo. Este fenómeno ocurre para energías del fotón 
incidente iguales o mayores que la energía de ligadura 
del electrón atómico, que puede variar entre unos pocos 
eV hasta el MeV, en el caso de átomos con un alto núme-
ro atómico.
Para que se produzca el efecto fotoeléctrico con un elec-
trón de una determinada capa atómica i es necesario que 
el fotón incidente posea una energía superior a la energía 
de ligadura del electrón en el átomo, U
i
. Es decir, existe 
una energía umbral U
i
 por debajo de la cual el fotón nopuede producir efecto fotoeléctrico con el electrón de la 
capa i. Esta energía depende del material sobre el cual 
incide el fotón. La probabilidad de que se produzca el 
efecto fotoeléctrico es muy alta para energías del fotón 
incidente ≥ U
i
, y luego decrece a medida que aumenta 
la energía del fotón.
Como resultado del efecto fotoeléctrico, el fotoelectrón 
es expulsado del átomo con una energía cinética dada 
por:
K h Uiν= − [6]
donde U
i
 es la energía de ligadura del electrón de la capa i 
y hν > U
i
 es la energía del fotón incidente. Entonces, 
cuanto menor es la energía de ligadura, mayor es la 
energía cinética del fotoelectrón.
Si escribimos U
i
 = hν
0
, tenemos que:
K h( )0ν ν= − [7]
Como la energía cinética es una cantidad positiva, esta 
relación vuelve a poner de manifiesto que la frecuencia 
del fotón incidente ν ha de ser superior a una cierta fre-
cuencia umbral ν
0
, por debajo de la cual no existe efecto 
fotoeléctrico con el electrón de la capa i. Es equivalente 
hablar de frecuencia umbral y energía umbral del fotón.
En la figura 2-3 se muestra el coeficiente de atenuación 
másico debido al efecto fotoeléctrico en función de la 
energía del fotón incidente para varios elementos: hidró-
geno, oxígeno y plomo. Este coeficiente de atenuación 
másico tiene en cuenta la probabilidad del efecto fotoe-
léctrico con los electrones de todas las capas atómicas. 
De hecho, las discontinuidades presentes en el caso del 
plomo corresponden a las energías umbrales de efecto 
fotoeléctrico con los electrones de las sucesivas capas 
atómicas (K, L, M, etc.). Resulta evidente que el efecto 
fotoeléctrico presenta una fuerte dependencia de la ener-
gía del fotón y del número atómico del material sobre 
el que incide.
Como ya se ha mencionado, la probabilidad del efecto 
fotoeléctrico es menor cuanto mayor es la energía del fo-
tón incidente; es, de manera aproximada, inversamente 
proporcional al cubo de la energía del fotón 1/(hν)3.
Por otro lado, comparando los coeficientes de atenuación 
correspondientes a elementos distintos, se observa que 
el efecto es más probable con elementos de alto número 
atómico, siendo la dependencia en la probabilidad de 
ocurrencia proporcional al cubo del número atómico del 
material dispersor Z3. Por tanto, los materiales con alto 
número atómico son buenos absorbentes de fotones, y 
de ahí que se utilice el plomo para construir blindajes de 
fotones, pues tiene un número atómico alto (Z = 82).
Una vez que se ha producido el efecto fotoeléctrico y el 
fotoelectrón ha sido expulsado del átomo, este último 
queda en un estado excitado de energía. La vacante creada 
por el fotoelectrón puede ser ocupada por otro electrón 
atómico de una capa más externa, con la consecuente 
emisión de radiación característica. Otra posibilidad es 
que el átomo se desexcite y emita electrones Auger. En 
este caso, el átomo emite electrones monoenergéticos 
FIGURA 2-2
Representación esquemática del efecto fotoeléctrico: el fotón incidente 
interacciona con un electrón atómico, transfiriéndole toda su energía. El 
fotón incidente desaparece.
FIGURA 2-3
Coeficiente de atenuación másico del efecto fotoeléctrico en función 
de la energía del fotón y para distintos materiales: hidrógeno, oxígeno 
y plomo. Coeficientes de atenuación obtenidos de la base de datos XCOM 
del National Institute of Standards and Technology.
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producidos por la absorción de radiación característica 
en el interior del átomo.
Por último, cabe mencionar que el efecto fotoeléctrico es 
de suma importancia en la formación de la imagen radio-
gráfica, la cual se forma con los fotones que atraviesan el 
paciente y llegan al detector de imagen. Esto permite la 
visualización de diferentes tejidos, ya que cada uno de 
ellos produce una atenuación distinta del haz de fotones 
incidente. La atenuación producida por los tejidos viene 
determinada, entre otros factores, por la probabilidad de 
que se produzca una interacción fotoeléctrica que, como 
ya se ha analizado, depende de la energía de los fotones 
y del material sobre el que inciden.
3.3. Efecto Compton
Este proceso es una interacción que se produce como 
consecuencia de la dispersión inelástica del fotón inci-
dente con los electrones libres o poco ligados del átomo. 
Se dice que es una interacción inelástica porque el fotón 
incidente cede parte de su energía al electrón, que sale 
dispersado formando un ángulo φ respecto a la dirección 
del fotón incidente. El fotón también modifica su trayec-
toria (ángulo u), como puede verse en la figura 2-4.
La energía del electrón dispersado depende del ángulo 
con que sale despedido. Las leyes físicas de conservación 
de energía y momento permiten deducir las siguientes 
relaciones que expresan la energía del electrón dispersa-
do en función del ángulo de dispersión:
ν
ε θ
ε θ
=
−
+ −
E h
(1 cos )
1 (1 cos )e 0
 
[8]
donde ε = hν/m
e
c2. La relación entre el ángulo de disper-
sión del electrón y del fotón es cot(φ) = (1 + ε) tan(u/2). 
La energía del fotón secundario, hν, viene dada por:
ν ν
ε θ
=
+ −
h h
1
1 (1 cos )0
 
[9]
o expresada en función de la longitud de onda del fotón:
(1 cos )C0λ λ λ θ− = − [10]
donde l
C
 es la llamada longitud de onda Compton y se 
define como l
C
 = h / m
e
c.
La máxima transferencia de energía del fotón incidente 
al electrón se produce cuando el electrón dispersado sale 
despedido hacia delante (φ = 0) y el fotón incidente su-
fre un rebote o retrodispersión (u = 180). En este caso, 
sustituyendo u = 180 en las ecuaciones 8 y 9, obte-
nemos:
E h
2
1 2e ,max 0ν
ε
ε
=
+ 
[11]
h h
1
1 2min 0ν ν
ε
=
+ 
[12]
En contraposición a lo que ocurría en el efecto fotoeléc-
trico, en el caso del efecto Compton la probabilidad de 
ocurrencia es prácticamente independiente del medio 
dispersor, ya que consiste en una interacción con elec-
trones poco ligados. Sin embargo, el efecto Compton sí 
depende de la energía de los fotones: la probabilidad de 
interacción disminuye al aumentar la energía del fotón 
incidente, aproximadamente como ∼1/hν.
En la figura 2-5 se representa el coeficiente de atenua-
ción másico correspondiente al efecto Compton para el 
agua y el plomo. Efectivamente, a partir de una deter-
minada energía, la probabilidad de que se produzca 
efecto Compton decrece con la energía, pero de una 
forma mucho menos brusca que como lo hacía el efecto 
fotoeléctrico. También se deduce de la figura, que la 
probabilidad de que se produzca efecto Compton no es 
muy dependiente del medio dispersor.
FIGURA 2-4
Representación esquemática del efecto Compton: el fotón incidente 
interacciona con un electrón poco ligado, que es dispersado.
FIGURA 2-5
Coeficiente de atenuación másico del efecto Compton en función de la 
energía del fotón para el agua y el plomo. Coeficientes de atenuación 
obtenidos de la base de datos XCOM del National Institute of Standards 
and Technology.
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
16
Comparando las figuras 2-3 y 2-5 puede concluirse que 
el efecto Compton ocurre con mayor probabilidad para 
energías del fotón incidente mucho mayores que la ener-
gía de ligadura de los electrones en el átomo; para 
energías del orden de la energía de ligadura de los electro-
nes, es más probable que se produzca efecto fotoeléctrico. 
Por otro lado, para energías mayores de 2m
e
c2 puede tener 
lugar la creación de pares, como se verá en la siguiente 
sección. Por tanto, puede decirse que el efecto Compton 
es el efecto dominante para energías intermedias del 
fotón incidente, del orden de m
e
c2.
En radioterapia suelen usarse fotones de energía en el 
rango del MeV, por lo que el efecto Compton es el tipo 
de interacción dominante. Cuanto menor es la energía de 
los haces usados en radioterapia, mayor es la dispersión y 
por tanto mayor es la penumbrade los haces empleados.
Los electrones dispersados que se producen en este tipo 
de interacción depositarán energía en el medio por los 
mecanismos que se estudiarán en la próxima sección. 
Serán las interacciones producidas por estos electrones 
secundarios las máximas causantes del daño celular que se 
pretende producir con la radioterapia.
3.4. Creación de pares electrón-positrón
En este proceso, el fotón interacciona con el campo elec-
tromagnético del núcleo, y como consecuencia de tal 
interacción, el fotón desaparece y su energía es invertida 
en crear un par de partículas electrón-positrón. En la 
figura 2-6 se muestra esquemáticamente esta interacción.
Es evidente que existe una energía umbral para que este 
proceso ocurra: el fotón ha de tener energía suficiente 
para crear un electrón y un positrón. Así, la energía 
umbral viene dada por 2m
e
c2. El exceso de energía, por 
encima del umbral, que puede tener el fotón, se reparte 
en forma de energía cinética entre las dos partículas 
creadas. En la figura 2-7 se representa la dependencia 
energética del coeficiente de atenuación másico, en agua 
y plomo, para la creación de pares. Se observa claramen-
te la existencia de esta energía umbral, que además es 
independiente del material atravesado.
De acuerdo con la figura 2-7, la probabilidad de que 
tenga lugar la producción de pares es fuertemente depen-
diente del número atómico. Efectivamente, la intensidad 
del campo electromagnético creado por el núcleo crece 
con el número atómico de este como Z2. Por tanto, cuan-
to mayor es Z, mayor es el campo electromagnético del 
núcleo, y más probable es que se produzca la creación 
de pares, siempre que la energía del fotón original sea 
superior a la energía umbral del proceso. Además, por 
encima de la energía umbral la probabilidad de que 
ocurra el suceso es poco dependiente de la energía del 
fotón incidente. Obsérvese que las curvas de la figura 2-7, 
por encima del valor umbral de energía, son casi planas. 
De este modo, dicho mecanismo de interacción es el 
dominante para energías del fotón suficientemente altas.
El positrón resultante de este proceso pierde su energía 
a medida que atraviesa el material dispersor mediante 
el mismo tipo de interacciones que experimentan los 
electrones. Al final de su recorrido, el positrón se recom-
bina con algún electrón libre del medio y da lugar a dos 
fotones de aniquilación.
3.5. Otras interacciones de los fotones: 
dispersión de Rayleigh e interacciones 
fotonucleares
Además de las que ya se han explicado, los fotones pre-
sentan otras interacciones, en particular la dispersión 
de Rayleigh y las interacciones fotonucleares, que se 
describen brevemente a continuación.
La dispersión de Rayleigh es una dispersión elástica que 
se produce entre el fotón incidente y un electrón atómi-
co, sin que el átomo correspondiente sea excitado. Se 
FIGURA 2-6
Representación esquemática de la creación de pares electrón-positrón. 
El fotón incidente interacciona con el campo electromagnético del núcleo 
y su energía es invertida en crear un par electrón-positrón.
FIGURA 2-7
Coeficiente de atenuación másico de la producción de pares 
electrón-positrón en función de la energía del fotón para el agua 
y el plomo. Coeficientes de atenuación obtenidos de la base 
de datos XCOM del National Institute of Standards and Technology.
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dice que la dispersión es elástica porque el fotón inci-
dente y el dispersado tienen la misma energía. El hecho 
de que no se produzca intercambio energético hace que 
este proceso sea menos relevante desde el punto de vista 
dosimétrico.
Por último, en las interacciones fotonucleares un fotón 
de alta energía (por encima de 10 MeV) excita un núcleo 
atómico que se desexcita emitiendo algún nucleón. Estas 
interacciones sólo ocurren para altas energías del fotón in-
cidente, y son menos probables que el resto de las inte-
racciones que antes se han descrito. Sin embargo, son 
importantes desde el punto de vista de la protección ra-
diológica, ya que la producción de neutrones debe 
tenerse en cuenta en el diseño de los blindajes de los 
búnkeres destinados a radioterapia.
En las secciones anteriores hemos explicado las inte-
racciones más importantes que experimentan los foto-
nes al atravesar un material. También hemos visto que 
cada una de estas interacciones depende de manera 
distinta tanto de la energía de los fotones como de las 
propiedades del material que atraviesan. En resumen, 
podemos decir que a bajas energías (muy inferiores a 
1 MeV) el efecto dominante es el fotoeléctrico; a ener-
gías medias (desde unos 100 keV hasta energías del 
orden de 1 MeV), el proceso dominante es el efecto 
Compton; y para altas energías, la producción de pares. 
En la figura 2-8 se indica cuál de los tres efectos es el 
dominante en función de la energía del fotón incidente 
y del número atómico del medio.
4. INTERACCIÓN DE LAS PARTÍCULAS 
CARGADAS CON LA MATERIA
Las interacciones de las partículas cargadas vienen regi-
das fundamentalmente por las fuerzas coulombianas 
que existen entre las partículas cargadas incidentes y los 
campos electromagnéticos creados por los electrones 
orbitales y por los núcleos atómicos.
Las interacciones con los electrones atómicos dan lugar 
a procesos de difusión elástica o inelástica. Los procesos 
inelásticos implican la excitación o ionización de los 
átomos. Por otro lado, las interacciones con los núcleos 
resultan en fenómenos de dispersión elástica o inelástica, 
en los que se emite radiación, que suele denominarse 
radiación de frenado.
Los procesos de dispersión elástica suponen un cam-
bio en la trayectoria de la partícula incidente, pero no 
implican depósito de energía en el medio. Los electrones, 
debido a su pequeña masa, sufren más procesos de dis-
persión elástica que otras partículas cargadas, como por 
ejemplo las partículas a. Esto hace que la trayectoria que 
sigue un electrón al atravesar un medio material sea muy 
tortuosa, en comparación con las trayectorias seguidas 
por partículas cargadas más pesadas, que son casi rectas. 
Del mismo modo, los haces de electrones empleados en 
teleterapia presentan una gran penumbra debido a los 
procesos de dispersión.
La importancia relativa de cada uno de estos procesos 
depende del medio y de las características de la partícula 
cargada incidente. Por ejemplo, en el caso de los elec-
trones, que son partículas cargadas y de masa pequeña, 
las pérdidas energéticas debidas a la radiación de frenado 
son importantes en comparación con las que experimen-
tan otras partículas más pesadas.
Las partículas cargadas pesadas, como los protones, 
también pueden dar lugar a reacciones nucleares en las 
que se generan isótopos radiactivos que emitirán nuevas 
partículas.
4.1. Poder de frenado
El depósito de energía producido por las partículas carga-
das en sus interacciones con la materia suele describirse 
mediante una magnitud denominada poder de frenado:
S
dE
dx
= −
 
[13]
Esta magnitud describe la pérdida de energía cinética de 
las partículas cargadas en función del espesor de material 
atravesado. El valor S tiene dimensiones de energía/
longitud = masa × longitud/tiempo2, y suele expresar-
se en MeV/cm. También es usual expresar el poder de 
frenado como el cociente entre el poder de frenado y 
la densidad del medio, S/ρ; en este caso recibe el nom-
bre de poder de frenado másico. El cociente S/ρ tiene 
dimensiones de longitud4/tiempo2, y suele expresarse 
en MeV cm2/g.
Cada tipo de interacción contribuye al poder de frenado. 
Por tanto, el poder de frenado es dependiente del medio 
y de las características de la partícula cargada incidente.
Por ejemplo, una partícula a de 8 MeV de energía, alcan-
za una profundidad de menos de 0,1 mm cuando incide 
en un blanco de agua. Para un electrón de la misma 
energía, la profundidad alcanzadaes de unos 4 cm. A la 
FIGURA 2-8
Interacción dominante de los fotones con la materia en función de la 
energía del fotón y del número atómico del material sobre el cual inciden.
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
18
vista de estos datos, el riesgo de irradiación externa con 
partículas a es fácilmente evitable, ya que no se requieren 
grandes blindajes para su absorción. Sin embargo, si un 
núcleo radiactivo emisor a es incorporado al organis-
mo, las partículas a emitidas causarán un daño tisular 
importante, pues el depósito de energía se produce de 
manera muy local (alto poder de frenado). En el caso del 
electrón, al alcanzar una profundidad mayor, el depósito 
local de energía es menor (menor poder de frenado). 
Recordemos, sin embargo, que los electrones siguen una 
trayectoria muy tortuosa, por lo que la distancia entre el 
punto de entrada del electrón incidente y el punto donde 
es completamente absorbido puede llegar a ser la mitad 
de la longitud total recorrida por el electrón.
4.2. Pérdidas energéticas por colisión
Una partícula cargada puede excitar o incluso arrancar 
un electrón atómico. La partícula cargada incidente 
colisiona con un electrón atómico y le cede parte de 
su energía, de modo que el electrón atómico salta a un 
nivel energético menos ligado y el átomo queda en 
un estado excitado. Si la energía de la partícula incidente 
es lo bastante alta, esta puede llegar a arrancar el electrón 
del átomo, mecanismo que se denomina ionización. 
Tanto la partícula incidente como el electrón secundario 
producido en la ionización continuarán su recorrido en 
el material produciendo nuevos procesos de ionización 
o excitación atómica.
El poder de frenado causado por las colisiones con elec-
trones atómicos depende de las propiedades del medio, 
de la carga de la partícula incidente y de su energía. 
El poder de frenado por colisión, S
col,
 es decreciente 
a energías bajas de la partícula incidente, alcanza un 
valor mínimo y luego crece hasta que se estabiliza. Así, 
a medida que se frena la partícula cargada que atraviesa 
el medio, aumentan las pérdidas de energía por colisión.
Además, S
col
 es mayor en materiales con bajo número 
atómico, porque S
col
 depende de la densidad de elec-
trones en el medio, que es mayor en los materiales con 
bajo Z. Los electrones atómicos de los materiales con alto Z 
están mucho más ligados, por lo que es más difícil que 
interaccionen con los electrones que inciden en el medio.
4.3. Pérdidas energéticas por emisión 
de radiación de frenado
De acuerdo con las leyes de la electrodinámica, una par-
tícula cargada sometida a una aceleración emite radia-
ción electromagnética, que se denomina radiación de 
frenado (Bremsstrahlung). Los núcleos atómicos de un 
determinado medio crean un campo electromagnético, 
de modo que cuando una partícula cargada atraviesa 
ese medio recibe una fuerza coulombiana que produce 
una aceleración, originando la emisión de radiación de 
frenado. En la figura 2-9 se representa esquemáticamente 
este proceso. La radiación de frenado presenta un espec-
tro continuo de energía.
El poder de frenado debido a la radiación de frenado, 
S
rad
, es directamente proporcional al cuadrado de la carga 
del núcleo y a la energía cinética de la partícula cargada 
proyectil, e inversamente proporcional al cuadrado de la 
masa de la partícula cargada:
S
dE
dx
Z E
m
rad
rad
k
2
2= − ∝
 
[14]
De este modo, la emisión de radiación de frenado sólo 
es importante para partículas cargadas ligeras, como el 
electrón; para partículas pesadas sólo es importante 
a energías muy altas, fuera del rango energético utilizado 
en radioterapia. En cuanto a la dependencia del material 
dispersor, la emisión de radiación de frenado es más 
eficiente en materiales de alto Z, al ser mayor el campo 
electromagnético del núcleo.
4.4. Pérdidas energéticas en interacciones 
nucleares
Estas interacciones ocurren con partículas cargadas pesa-
das. En estos procesos se producen núcleos radiactivos. 
Por ejemplo, un protón que atraviesa el tejido produce 
isótopos radiactivos de baja vida media, como 11C, 13N 
y 15O, que son emisores de positrones.
Este tipo de interacciones también son de gran relevancia 
en el ámbito de la imagen médica, pues gracias a ellas 
se producen algunos de los isótopos radiactivos utili-
zados en medicina nuclear. En un ciclotrón, que es un 
acelerador de partículas cargadas, se acelera un haz de 
protones y se hace incidir sobre un blanco de oxígeno 
estable. Como resultado de las interacciones nucleares 
que se producen se genera 18F, isótopo radiactivo emisor 
de positrones que es empleado en medicina nuclear 
para realizar estudios de tomografía computarizada por 
emisión de positrones (PET).
Por último, hay que mencionar que estas interacciones 
también son relevantes en hadronterapia, un tipo de 
FIGURA 2-9
Representación esquemática de la emisión de radiación de frenado. 
El electrón incidente es acelerado por el campo electromagnético creado 
por el núcleo, y genera la emisión de radiación de frenado.
CAPÍTULO 2
Interacción radiación-materia
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 s
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ió
n 
es
 u
n 
de
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o.
teleterapia en la cual se usan haces de hadrones. En tal 
caso, habría que considerar estas interacciones en los 
cálculos dosimétricos.
4.5. Interacciones de los electrones 
con la materia
Los electrones son un caso particular de partículas 
cargadas, así que sus interacciones son las que se han 
descrito en este apartado. Los electrones presentan la 
particularidad de ser muy ligeros, por lo que las pérdidas 
energéticas por radiación de frenado son muy importan-
tes, de acuerdo con la ecuación 14.
Las dos contribuciones más importantes al poder de fre-
nado másico de los electrones son las pérdidas de energía 
por colisión con electrones atómicos (S
col
) y las pérdidas 
radiativas (S
rad
):
S S S
dE
dx
dE
dx
col rad
col rad
= + = −



− 


 
[15]
La importancia de cada una de las dos contribuciones 
depende de la energía del electrón y del medio dispersor. 
Sin embargo, en términos generales puede decirse que 
las pérdidas energéticas por radiación son dominantes a 
altas energías y en materiales con alto número atómico. 
Suele definirse la energía crítica como la energía cinética 
del electrón a partir de la cual las pérdidas radiativas 
son dominantes, aproximadamente E
c
(MeV) = 700/Z, 
donde Z es el número atómico del medio.
En la figura 2-10 se observa la dependencia energética del 
poder de frenado másico correspondiente a las pérdidas 
energéticas por colisión (S
col
, izquierda) y por radiación 
(S
rad
, centro), y el poder de frenado total (S, derecha) que 
tiene en cuenta ambas contribuciones. Se han representado 
los poderes de frenado correspondientes al agua y al plomo.
Obsérvese que para energías inferiores a 1 MeV el poder 
de frenado está dominado por las pérdidas energéticas 
por colisión; a energías más altas, las pérdidas por radia-
ción de frenado son dominantes. El poder de frenado por 
colisión es mayor en medios con bajo número atómico. 
Por eso, en la figura 2-10 vemos que, para bajas energías, 
el S
col
 del agua está por encima del S
col
 correspondiente al 
plomo. Para energías superiores las líneas se cruzan, pues 
empiezan a dominar las pérdidas radiactivas que son 
más eficientes en materiales con alto número atómico.
Como ya se ha comentado al principio de esta sección, 
los electrones también experimentan dispersiones elás-
ticas con los núcleos atómicos. En una dispersión elástica 
con el núcleo, la partícula cargada incidente se desvía, 
pero no se produce intercambio energético. Así, este tipo 
de proceso no contribuye al poder de frenado, pero sí 
afecta a la forma de las trayectorias que siguen los elec-
trones, que resultan ser muy tortuosas.
Por último, debe hacerse una mención a las interacciones 
de los positrones. Un positrón, antipartícula delelectrón, 
tiene las mismas propiedades físicas que el electrón, pero 
con carga eléctrica de signo opuesto. Los positrones pre-
sentan las mismas interacciones que sus compañeros de 
carga negativa. Cuando un positrón ha perdido casi toda 
su energía, se aniquila con un electrón emitiendo dos 
fotones de aniquilación.
5. INTERACCIÓN DE LOS NEUTRONES 
CON LA MATERIA
Los neutrones son partículas masivas sin carga eléctrica, y 
por tanto se trata de radiación indirectamente ionizante. 
Las interacciones de los neutrones vienen regidas por la 
interacción fuerte con los núcleos, y son básicamente de 
dos tipos: dispersiones elásticas o inelásticas, y reaccio-
nes nucleares de captura neutrónica. La probabilidad de 
FIGURA 2-10
Dependencia del poder de frenado másico respecto a la energía del electrón incidente: poder de frenado por colisión (Scol/ρ, izquierda), por radiación 
(Srad/ρ, centro) y total (S/ρ, derecha), teniendo en cuenta ambas contribuciones. Se han representado los poderes de frenado correspondientes al agua 
y al plomo. Poderes de frenado obtenidos de la base de datos ESTAR del National Institute of Standards and Technology.
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
20
ocurrencia de estos procesos es muy dependiente de la 
energía del neutrón.
En una dispersión inelástica, el neutrón incide sobre 
el núcleo cediéndole parte de su energía y desviándose 
de su trayectoria original. La energía cedida por el neu-
trón al incidir sobre el núcleo deja a este último en un 
estado excitado de energía. La posterior desexcitación del 
núcleo se produce emitiendo fotones. Así, la dispersión 
inelástica sólo ocurre para energías del neutrón incidente 
superiores a la energía de excitación del núcleo, alrede-
dor de 0,1 MeV. Por encima de este umbral de energía, la 
probabilidad de este proceso aumenta con la energía.
Por otro lado, las colisiones elásticas son un proceso 
equivalente a la colisión de dos bolas de billar: el neu-
trón incide sobre el núcleo y le cede parte de su energía, 
pero sin llegar a excitarlo, y se desvía de su trayectoria 
original. Las colisiones elásticas son más probables en 
materiales con bajo número másico A, y son la causa 
del frenado de los neutrones rápidos (E > MeV). Por 
esta razón, los blindajes de neutrones se construyen 
con materiales ligeros de bajo número atómico, como 
la parafina o el agua. El proceso de frenado de los neu-
trones rápidos a través de sucesivas colisiones elásticas 
se denomina proceso de moderación.
Otra posibilidad es que el neutrón incidente sea absorbido 
por el núcleo; son las reacciones nucleares de captura neu-
trónica o de activación. El neutrón incidente es absorbido 
por el núcleo, creándose un estado inestable de energía 
que se desintegra mediante la emisión de fotones (proce-
sos de captura radiactiva) o de uno o varios nucleones, por 
ejemplo un protón, un neutrón o un deuterón.
La probabilidad de que ocurran estas reacciones nuclea-
res es inversamente proporcional a la velocidad del neu-
trón, así que estas reacciones son más probables para 
neutrones lentos (E∼keV).
Finalmente, los neutrones pueden producir reacciones 
de fisión nuclear. El neutrón incidente es absorbido por 
el núcleo, que queda en un estado excitado de energía y 
se desexcita mediante un proceso de fisión nuclear. Esta 
reacción también es más probable para neutrones lentos 
que para neutrones rápidos.
Los neutrones constituyen un problema desde el pun-
to de vista de la protección radiológica en el ámbito 
de la teleterapia con haces de fotones de alta energía 
(E
g
 > 10 MeV). Los fotones de energías superiores a 
10 MeV producen neutrones mediante reacciones foto-
nucleares al interaccionar con los materiales pesados 
presentes en el cabezal del acelerador. Como se acaba de 
describir, los neutrones generados son los causantes 
de los procesos de activación neutrónica, lo que supo-
ne una exposición adicional a radiaciones ionizantes 
tanto del paciente como del personal profesionalmente 
expuesto que atiende al paciente a pie de máquina.
Cabe señalar que los neutrones son partículas muy pene-
trantes, es decir, que tienen un recorrido muy largo antes 
de ser completamente absorbidos por el material sobre 
el que inciden. La razón es que los neutrones sólo inte-
raccionan con los núcleos atómicos. El tamaño nuclear 
es muy pequeño comparado con el tamaño atómico, así 
que los neutrones son capaces de atravesar una distancia 
relativamente grande sin encontrarse ningún núcleo con 
el cual interaccionar.
En definitiva, las características propias de las interac-
ciones de los neutrones con la materia hacen que estos 
deban tenerse en cuenta a la hora de construir blindajes 
adecuados en radioterapia con fotones de alta energía. 
Estos blindajes deben incluir materiales con bajo núme-
ro atómico, como la parafina, para conseguir moderar la 
energía de los neutrones y su adecuada absorción.
6. RESUMEN
En este capítulo se han estudiado las interacciones que 
presenta cada tipo de radiación (fotones, partículas car-
gadas, electrones y neutrones) al atravesar la materia. 
Se ha prestado especial atención a las radiaciones ioni-
zantes más relevantes en el ámbito de la radioterapia y 
la imagen médica, de modo que queden asentados los 
principios físicos en que se basan estas técnicas.
Bibliografía
Attix FH. Introduction to radiological physics and radiation dosimetry. 
Mörlenbach: John Wiley & Sons; 1986. 
Berger MJ, Coursey JS, Zucker MA, Chang J. ESTAR, PSTAR, and ASTAR: 
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tables for electrons, protons, and helium ions (version 1.2.3, 
2005). Gaithersburg, MD: National Institute of Standards and 
Technology. Disponible en: http://physics.nist.gov/Star
Berger MJ, Hubbell JH, Seltzer SM, Chang J, Coursey JS, Sukumar R, 
et al. XCOM: photon cross section database (version 1.5, 2010). 
Gaithersburg, MD: National Institute of Standards and Technology 
Disponible en: http://physics.nist.gov/xcom
Khan FM. The physics of radiation therapy. 4th ed. Baltimore: Lippin-
cott Williams & Wilkins; 2010. 
Podgorsak EB. Radiation oncology physics: a handbook for teachers 
and students. Viena: IAEA; 2005. 
21
CAPÍTULO
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
Magnitudes y unidades 
radiológicas
Patricia Sánchez Rubio, Jaime Martínez Ortega y María Monedero Pinto
1. INTRODUCCIÓN
La caracterización cuantitativa y precisa de las radiacio-
nes ionizantes y sus posibles efectos requiere el empleo 
de un conjunto de magnitudes con sus correspondien-
tes unidades. Tanto la Comisión Internacional de Unida-
des y Medida de la Radiación (ICRU, International 
Commission on Radiation Units and Measurements) como la 
Comisión Internacional de Protección Radiológica 
(ICRP, International Commission on Radiological Protection) 
se encargan de la definición formal de las magnitudes y 
unidades en el campo de la dosimetría de las radiaciones 
y la protección radiológica, respectivamente, para una 
aplicación segura y eficiente de las radiaciones ionizan-
tes para terapia, diagnóstico y radioprotección de los 
individuos y la población.
El objetivo de este capítulo es que el alumno conozca 
las magnitudes y unidades empleadas en el campo de la 
dosimetría de las radiaciones ionizantes y de la protec-
ción radiológica.
2. EL SISTEMA INTERNACIONAL (SI) 
DE UNIDADES
Cuando se expresa una medida se emplean dos tipos de 
información: un número y una unidad. Por ejemplo, 
cuando se habla de la estatura de una persona, puede 
expresarse como 70 pulgadas, si se emplea el sistema 
anglosajón de unidades, o 177,8 centímetros si se utiliza 
el sistema métrico. Aunque 70 pulgadas es lo mismo que 
177,8 centímetros, si no se conocen las unidades la infor-
mación contenida en el número carece de significado.
En 1960, a partir de la Conferencia General de Pesos y 
Medidas se acordó adoptar un solo sistema de unidades 
que resultara práctico y claro para toda la comunidadcientífica, que se denominó Sistema Internacional de 
unidades o SI. El SI es un conjunto básico de magnitudes 
y unidades de medida a partir del cual se derivan el res-
to, y es adoptado en casi todos los países del mundo, 
excepto en algunos como los Estados Unidos. La ventaja 
del SI es que sus unidades se basan en fenómenos físicos 
fundamentales, a excepción del kilogramo, la unidad de 
la magnitud masa, que se define como la masa del proto-
tipo internacional del kilogramo: un cilindro de platino 
e iridio, que se conserva en la Oficina Internacional de 
Pesas y Medidas, en Francia. La tabla 3-1 resume las siete 
unidades básicas que constituyen el SI.
2.1. Unidades derivadas de interés 
para la detección y la medida de la radiación
Se denominan unidades derivadas las unidades utiliza-
das para expresar magnitudes físicas que son el resulta-
do de la combinación algebraica de magnitudes físicas 
3
ÍNDICE
1. Introducción 21
2. El Sistema Internacional (SI) de unidades 21
2.1. Unidades derivadas de interés para la 
detección y la medida de la radiación 21
2.2. Múltiplos y submúltiplos del SI. La notación 
científica 22
3. Magnitudes y unidades radiológicas 
en radioterapia 23
3.1. Magnitudes radiométricas 23
3.2. Coeficientes de interacción 24
3.3. Magnitudes dosimétricas 26
3.4. Magnitudes y unidades 
en radiactividad 27
4. Magnitudes específicas en protección 
radiológica 28
4.1. Equivalente de dosis 28
4.2. Magnitudes limitadoras 29
4.3. Magnitudes operacionales 30
5. Resumen 31
Bibliografía 31
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
22
básicas, es decir, que se obtienen mediante operaciones 
matemáticas de multiplicación y división.
A lo largo del capítulo aparecerán diversas magnitudes 
y unidades relativas al campo de la electricidad que se 
emplearán para explicar el funcionamiento físico de 
los diferentes detectores, e incluso son el valor indica-
do por el propio instrumento de medida. Por ello, a 
continuación se detallan las siguientes magnitudes y 
unidades: fuerza, carga eléctrica, diferencia de potencial 
y capacidad eléctrica.
FUERZA
Su unidad es el Newton (N). Un newton es la fuerza 
necesaria para proporcionar una aceleración de 1 m/s2 
a un objeto cuya masa sea de 1 kg.
Fuerza masa aceleración
N kg m/s2
= ×
= ×
CARGA ELÉCTRICA
Su unidad es el Culombio (C). Un culombio es la canti-
dad de electricidad que una corriente de un amperio (A) 
de intensidad, transporta durante un segundo.
Carga intensidaddecorriente tiempo
Q A s
= ×
= ×
DIFERENCIA DE POTENCIAL
Su unidad es el Voltio (V). Un voltio es la diferencia 
de potencial que hay entre dos puntos de un conduc-
tor cuando al transportar entre ellos una corriente de 
intensidad un amperio se utiliza un vatio de potencia. 
La unidad de potencia es el vatio (W), que se define 
como la potencia que genera una energía de un julio (J) 
por segundo.
Voltio Potencia/corrienteeléctrica=
= = × =
×
× =
×
×V W/A
J
s
s
C
N m
s
1
C
kg m
s
1
C
2
3
El julio (J) es la unidad de energía y se define como 
la energía cinética de un cuerpo con masa de un kilo-
gramo que se desplaza con una velocidad de un metro 
por segundo en el vacío. Aunque el electronvoltio (eV) 
no es una unidad del SI, será utilizada a lo largo del 
capítulo como unidad de energía. Un eV representa la 
energía cinética que adquiere un electrón, cuya carga es 
1,602 10−19 C, cuando es acelerado por una diferencia 
de potencial de un voltio en el vacío:
eV V q 1V 1,60210 C 1,60210 J19 19= × = × =− −
De la relación anterior se obtiene que 1 eV equivale a 
1,602 10−19 J.
CAPACIDAD ELÉCTRICA
Su unidad es el faradio (F) y se define como la capacidad de 
un conductor que con una carga almacenada de un culom-
bio adquiere una diferencia de potencial de un voltio.
=Capacidad carga/diferencia de potencial
= = = × =
×
×
=
×
×
F Q/V C /J C /(N m)
s C
m kg
s A
m kg
2 2
2 2
2
4 2
2
2.2. Múltiplos y submúltiplos 
del SI. La notación científica
La tabla 3-2 muestra los prefijos que se utilizan para formar 
los múltiplos y submúltiplos decimales de las unidades 
del SI. Estos vienen expresados en notación científica, la 
SI, Sistema Internacional de unidades.
TABLA 3-1 Magnitudes y unidades básicas del SI y fenómenos físicos en los que se basan 
sus definiciones
Magnitud 
física básica
Símbolo 
dimensional Unidad básica
Símbolo 
de la unidad Se define fijando el valor de…
Longitud L Metro m La velocidad de la luz en el vacío
Tiempo T Segundo s La frecuencia de la transición hiperfina 
del átomo de cesio 133
Masa M Kilogramo kg Es la masa del «cilindro patrón»
Intensidad de 
corriente eléctrica
I Amperio A Constante magnética
Temperatura u Kelvin K Temperatura termodinámica del punto triple 
del agua
Cantidad de sustancia N Mol mol Masa molar del átomo de 12C a 12 gramos/mol
Intensidad luminosa J Candela cd Intensidad luminosa, en una dirección dada, 
de una fuente monocromática de frecuencia 
540 × 1012 hercios y cuya intensidad 
radiada en esa dirección es 1/683 vatios por 
estereorradian*
*Unidad que mide ángulos sólidos.
CAPÍTULO 3
Magnitudes y unidades radiológicas
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cual es una manera rápida y fácil de representar números 
muy grandes o muy pequeños utilizando potencias de 
base diez. De forma genérica, un número en notación 
científica puede expresarse como a × 10n, donde a es un 
número entero o decimal, mayor o igual que 1 y menor 
de 10, y n es el exponente u orden de magnitud.
3. MAGNITUDES Y UNIDADES 
RADIOLÓGICAS EN RADIOTERAPIA
A continuación se describen las magnitudes y unidades 
clasificadas en diferentes categorías de acuerdo con el 
informe ICRU, Fundamental Quantities and Units for Ioni-
zing Radiation (Report 85), que es desarrollo y revisión 
de otros informes similares publicados anteriormente.
3.1. Magnitudes radiométricas
Son las magnitudes utilizadas para la especificación de 
los campos de radiación y se refieren al número y la ener-
gía de partículas ionizantes que componen dicho cam-
pos, junto con sus distribuciones espaciales y temporales.
Las magnitudes más generales asociadas a un campo 
de radiación son el número de partículas N y la energía 
radiante E de las partículas que son emitidas, transferidas o 
recibidas (excluyendo su energía en reposo). Sus respectivas 
unidades son 1 y el julio (J). A partir de estas dos magnitu-
des pueden definirse otras que se describen a continuación.
FLUJO DE PARTÍCULAS
El flujo de partículas (Ṅ) es el cociente de dN entre dt, 
donde dN es el incremento del número de partículas en 
el intervalo de tiempo dt. Su unidad es s−1.
N
dN
dt
i
=
 
[1]
FLUJO DE ENERGÍA
El flujo de energía (Ṙ) es el cociente de dR entre dt, donde 
dR es el incremento de energía radiante en el intervalo 
de tiempo dt. Su unidad es J/s = W.
R
dR
dt
i
=
 
[2]
Tanto el flujo de partículas como el flujo de energía se 
refieren a una región espacial limitada, es decir, al flujo 
de partículas que emergen del colimador de un acele-
rador lineal de electrones o, si se trata de una fuente 
radiactiva, como las utilizadas en braquiterapia, al flujo 
de partículas emitidas en todas las direcciones.
FLUENCIA DE PARTÍCULAS
La fluencia de partículas (Φ) en un punto P es el cociente de 
dN entre da, donde dN es el número de partículas inciden-
tes sobre una esfera de sección transversal da, centrada en 
dicho punto P, es decir, da es un diferencial de área perpen-
dicular a la dirección de cada partícula. Su unidad es m−2.
dN
da
Φ =
 
[3]
Para un campo de radiación que no varía en un intervalo 
de tiempo t, y que está compuesto por partículas de 
velocidad v, la fluencia puede expresarse como:
Φ = nvt [4]
donde n es la densidad del número de partículas (dN/dV), 
esto es, el número de partículas que hay en un determi-
nado volumen (V).
FLUENCIA DE ENERGÍA
La fluencia de energía (ψ): es el cociente de dR entre 
da, donde dR es la energía radiante incidentesobre una 
esfera de sección da. Su unidad es J/m2.
dR
da
ψ =
 
[5]
TASA DE FLUENCIA DE PARTÍCULAS
La tasa de fluencia de partículas ( ɺΦ): es el cociente de 
dΦ entre dt, donde dΦ es el incremento de fluencia en 
el intervalo de tiempo dt. Su unidad es m−2·s−1.
•
TABLA 3-2 Múltiplos y submúltiplos utilizados en el SI
Múltiplos Submúltiplos
Factor Nombre del prefijo Símbolo Factor Nombre del prefijo Símbolo
1024 yotta Y 10−1 deci d
1021 zetta Z 10−2 centi c
1018 exa E 10−3 mili m
1015 peta P 10−6 micro m
1012 tera T 10−9 nano n
109 giga G 10−12 pico p
106 mega M 10−15 femto f
103 kilo k 10−18 atto a
102 hecto h 10−21 zepto z
101 deca da 10−24 yocto y
SI, Sistema Internacional de unidades.
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
24
ɺ d
dt
Φ =
φ
 
[6]
Para un campo de radiación formado por partículas de 
velocidad v, la tasa de fluencia ɺφ puede expresarse como:
ɺ nvΦ = [7]
TASA DE FLUENCIA DE ENERGÍA
La tasa de fluencia de energía (Ψ
• ): es el cociente de dψ 
entre dt, donde dψ es el incremento de la fluencia de 
energía en el intervalo de tiempo dt. Su unidad es W/m2.
ɺ d
dt
Ψ =
ψ
 
[8]
3.2. Coeficientes de interacción
Son el nexo de unión entre las magnitudes radiométricas 
y las dosimétricas. En los procesos de interacción de la 
radiación y la materia, la energía o la dirección (o ambas) 
de la partícula incidente pueden verse modificadas, o 
bien puede suceder que la partícula sea absorbida. Ade-
más, la interacción puede conllevar la producción o la 
emisión (o ambas) de una o varias partículas cargadas. La 
probabilidad de tales interacciones está caracterizada por 
los coeficientes de interacción. Todos ellos se refieren a 
una clase de interacción específica, un tipo y una energía 
de radiación, y un material.
El coeficiente de interacción fundamental es la sección efi-
caz; todos los demás pueden expresarse en función de este.
SECCIÓN EFICAZ
La sección eficaz (σ) para una interacción de una partícu-
la cargada o no cargada con un blanco o medio material 
determinado es el cociente de P entre Φ, donde P es la 
probabilidad de interacción para el blanco de que se 
trate cuando está sometido a una fluencia de partícu-
las Φ. Su unidad es m2.
P
σ =
Φ 
[9]
La unidad especial utilizada para la sección eficaz es el 
barn (b), que se define como:
1b 10 m28 2
=
−
COEFICIENTE DE ATENUACIÓN LINEAL
El coeficiente de atenuación lineal (m): si se considera un 
haz paralelo y estrecho de fotones monoenergéticos (N
0
) 
que incide perpendicularmente sobre una lámina muy 
fina de sustancia (dl), el número de fotones que llegan 
al detector (N), según el esquema de la figura 3-1A, será:
=
µ−N N e0
x
 [10]
m es el coeficiente de atenuación lineal y su unidad es m−1. 
Puesto que la atenuación producida por un espesor x 
depende del número de electrones presentes en dicho 
espesor, m depende de la densidad del material. Además, 
también es dependiente de la energía de la radiación 
incidente. m viene a representar la fracción de fotones 
que interaccionan por unidad de espesor atenuador. 
Al inverso del coeficiente de atenuación lineal se le 
•
•=nv
•
FIGURA 3-1
A) Ley de atenuación exponencial. Un haz de fotones N
0
 se ve atenuado al interaccionar con un material de espesor x. El coeficiente de atenuación 
másico (m/ρ) indica la fracción de fotones que sufren las interacciones con la materia, por unidad de masa superficial. B) Atenuación exponencial 
del haz a medida que aumenta el espesor del material. Si dicho espesor es igual a una capa hemirreductora (CHR), la intensidad del haz se reduce 
a la mitad de su valor original.
CAPÍTULO 3
Magnitudes y unidades radiológicas
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denomina recorrido libre medio (1/m) y se emplea como 
parámetro para definir el alcance de las partículas no 
cargadas en un medio.
La ecuación 10 representa la ley de atenuación exponen-
cial, la cual es válida para haces de fotones «monoe-
nergéticos» en condiciones de «haz estrecho», es decir, 
cuando sólo una fracción despreciable de los fotones 
dispersos pueden alcanzar el detector. La ecuación 10 
también puede ser expresada en términos de intensi-
dad (I):
I(x) I e0
x
=
µ−
 [11]
donde I(x) es la intensidad transmitida a través de 
un espesor x (pudiéndose entender por intensidad la 
energía o alguna magnitud relacionada con ella), e I
0
 
es la intensidad incidente sobre el absorbente. En la 
figura 3-1B se muestra la atenuación exponencial del 
haz en función del espesor x, de manera que cuan-
do este es igual a una capa hemirreductora (HVL, Half 
Value Layer) la intensidad del haz se reduce a la mitad 
de su valor original. Es decir, si x = 1 HVL, entonces 
I/I
0
 = ½. A partir de la ecuación 11 puede deducirse que:
HVL
ln 2
=
µ 
[12]
Como ya se ha indicado, la atenuación exponencial 
funciona bastante bien, cuando se aplica estrictamente 
a haces estrechos y monoenergéticos. Sin embargo, un 
haz real producido por un generador de rayos X está 
formado por fotones de diferentes energías, y por tanto la 
atenuación de dicho haz no es exponencial. En general, 
para un haz heterogéneo, la primera HVL es menor que 
las subsiguientes HVL. Cuando el espesor del absorbente 
o filtro aumenta, la energía promedio del haz trans-
mitido aumenta o el haz se hace cada vez más duro. Por 
tanto, aumentando la filtración de un haz de rayos X se 
aumenta su poder de penetración y, por consiguiente, la 
capa hemirreductora del haz.
COEFICIENTE DE ATENUACIÓN MÁSICO
El coeficiente de atenuación másico (m/ρ) de un mate-
rial para partículas ionizantes no cargadas: es el cociente 
dN/N entre ρdl, donde dN/N es la fracción de partí-
culas que sufren alguna interacción al atravesar una 
distancia dl en un material de densidad ρ. Su unidad 
es m2/kg.
1
dl
dN
N
µ
ρ
=
ρ 
[13]
El coeficiente de atenuación másico se emplea para evitar 
la dependencia con la densidad del material absorbente 
que presenta el coeficiente de atenuación lineal.
Cabe destacar que el coeficiente de atenuación másico, 
m/ρ, se utiliza exclusivamente para partículas ionizantes 
no cargadas, es decir, para fotones y neutrones, y es una 
constante del material para un tipo y una energía de 
radiación determinados.
El coeficiente de atenuación másico puede expresarse en 
función de la sección eficaz como:
N
M
Aµ
ρ
= σ
 
[14]
donde N
A
 es el número de Avogadro y se define como el 
número de entidades elementales (átomos o moléculas) 
que hay en un mol. Su valor es 6,023 1023 mol−1.
M es la masa molar del material. La masa molar se define 
como la masa de un mol de un elemento o compuesto 
químico. Puede obtenerse como el producto del número 
de Avogadro por la masa atómica del elemento o com-
puesto químico en cuestión.
PODER DE FRENADO LINEAL
El poder de frenado lineal (S) de un material para partí-
culas cargadas: es el cociente entre dE y dl, donde dE es 
la energía perdida por una partícula cargada al atravesar 
una distancia dl. Su unidad es J m−1. Depende del mate-
rial atravesado por la partícula, de su densidad y de la 
energía de la propia partícula.
S
dE
dl
=
 
[15]
PODER DE FRENADO MÁSICO
El poder de frenado másico (S/ρ) de un material para 
partículas cargadas: es el cociente de dE entre ρdl, donde 
dE es la energía perdida por una partícula cargada al 
atravesar una distancia dl en un material de densidad ρ.
S 1 dE
dlρ
=
ρ 
[16]
Su unidad es J m2 kg−1. La energía E puede estar expresa-
da en eV y entonces S/ρ puede expresarse en eV m2 kg−1.
El poder de frenado másico se expresa como una suma 
de componentes independientes de la siguiente manera:
ρ
=
ρ
+
ρ
+
ρ
S 1 dE
dl
1 dE
dl
1 dE
dlel rad nuc 
[17]
donde:
1 dE
dl
1
S
el
elρ




=
ρ
es el poder de frenado másico electrónico 
(o de colisión) debido a las colisiones de las partículas 
cargadas incidentes con los electrones atómicos que dan 
lugar a ionizaciones o excitaciones.
1 dE
dl
1
Srad
radρ




=
ρ es el poder de frenado másico radiativo 
debido a la emisión de radiación de frenado, o Bremsstra-
hlung, producida por las partículas cargadas incidentes en 
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
26
los campos eléctricos de los núcleos atómicos o de los elec-
trones atómicos.
1 dE
dl
1
S
nuc
nucρ




=
ρ
es el poder de frenado másico nuclear 
debido a las colisiones de Coulomb elásticas en las que 
se imparte energía de retroceso a los átomos
TRANSFERENCIA LINEAL DE ENERGÍA
La transferencia lineal de energía (LET, Linear Energy 
Transfer) o poder de frenado lineal electrónico restringi-
do, L
∆
, de un material para partículas cargadas: se define 
como el cociente de dE
∆
 entre dl, donde dE
∆
 es la energía 
perdida por una partícula cargada debido a colisiones 
(excitaciones e ionizaciones) con electrones al atravesar 
una longitud dl, en la cual la energía transferida a los 
electrones secundarios no excede un valor ∆.
L
dE
dl
=
∆
∆
 
[18]
Su unidad es J m−1. E
∆
 puede estar expresado en eV, y 
entonces L
∆
 puede expresarse en eV m−1 o cualquier 
múltiplo o submúltiplo convenientes, como keV m−1. 
La transferencia lineal de energía se utiliza para calcular 
la energía transferida a una región de interés localizada.
ENERGÍA MEDIA DISIPADA EN UN GAS 
POR PAR DE IONES FORMADO
La energía media disipada en un gas por par de iones 
formado (W): es el cociente de E entre N, donde N es 
el número medio de pares de iones que se forman cuan-
do la energía cinética inicial E de una partícula cargada 
se ha disipado por completo en el seno del gas.
W
E
N
=
 
[19]
Su unidad es el J, pero también puede expresarse en eV.
Cabe destacar que W se define para partículas cargadas 
y depende del gas para una determinada partícula y 
energía. Por ejemplo, para electrones producidos en aire 
seco por rayos X de hasta 50 MeV, puede considerarse 
que W es constante y toma un valor de 34 eV por par 
ion- electrón formado.
3.3. Magnitudes dosimétricas
Los efectos de la radiación sobre la materia dependen 
del campo de radiación, que puede describirse en 
función de las magnitudes radiométricas del apartado 
3.1, «Magnitudes radiométricas», y de las interaccio-
nes de la radiación y la materia, caracterizadas por los 
coeficientes de interacción mencionados en el apartado 
anterior. Las magnitudes dosimétricas se han introducido 
para proporcionar una medida física que se correlacione 
con los efectos reales o potenciales de la radiación, y se 
expresan como producto de magnitudes radiométricas y 
coeficientes de interacción. Aunque si bien es cierto que 
se calculan de este modo, no se definirán de la misma 
manera, ya que lo usual es que se midan directamente.
La radiación interacciona con la materia mediante una 
serie de procesos en los que la energía de la partícula 
es convertida y finalmente depositada en la materia. 
Atendiendo a esta consideración, la ICRU clasifica las 
magnitudes dosimétricas en dos grupos: de conversión 
de energía y de cesión de energía.
MAGNITUDES DOSIMÉTRICAS DE CONVERSIÓN 
DE ENERGÍA
Kerma (Kinetic Energy Released per Mass Unit)
El kerma, K, es el cociente de dE
tr
 entre dm, donde dE
tr
 
es la suma de las energías cinéticas iniciales de todas las 
partículas ionizantes cargadas liberadas por partículas 
ionizantes no cargadas en un material de masa dm.
K
dE
dm
tr
=
 
[20]
Su unidad es J kg−1 y recibe el nombre especial de Gray (Gy).
La mayor parte de la energía cinética inicial de los elec-
trones cuando se propagan en materiales de bajo número 
atómico (aire, agua o tejidos blandos) es empleada en 
colisiones inelásticas (ionizaciones y excitaciones) con 
los electrones atómicos del medio. Sólo una pequeña 
parte es transformada en colisiones radiativas con los 
núcleos atómicos (bremsstrahlung). De esta forma, el 
kerma puede dividirse en dos componentes:
K K Kcol rad
= +
donde kcol y k rad son el kerma de colisión y de radiación, 
respectivamente.
Cabe señalar que kerma es una magnitud que se define 
para radiación ionizante no cargada (fotones y neutro-
nes), y representa la energía transferida por unidad de 
masa a un punto de un material (fuente de energía)
Tasa de kerma (K ̇)
La tasa de kerma (K̇) es el cociente de dK entre dt, donde 
dK es el incremento de kerma en el intervalo de tiempo dt.
K
dK
dt
ɺ =
 
[21]
Su unidad en el SI es J kg−1 s−1 y recibe el nombre especial 
de gray por segundo (Gy s−1).
Exposición (X)
Se define como el cociente de dQ entre dm, donde dQ 
es el valor absoluto de la carga total de los iones de un 
mismo signo producidos en aire, cuando todos los elec-
trones y positrones liberados o creados por los fotones 
incidentes en una masa dm de aire han sido detenidos 
por completo en el seno de aire.
X
dQ
dm
=
 
[22]
CAPÍTULO 3
Magnitudes y unidades radiológicas
27
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de
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o.
Su unidad1 es C kg−1.
Debe excluirse de dQ tanto la ionización que se debe a la 
reabsorción de la radiación de frenado, sólo significativa 
a altas energías, como la que procede de los fotones 
dispersos.
La exposición es una magnitud creada para caracterizar 
haces de fotones (rayos X y gamma) a partir de la medida 
de la ionización producida en aire en una cavidad.
Para energías de fotones de 3 MeV o menores, la exposi-
ción es el equivalente de ionización del kerma de colisión 
en aire, es decir, la exposición puede calcularse a partir 
del Kcol si se conoce la carga de ionización producida 
por unidad de energía depositada por los fotones. Si 
e es la carga del electrón y W la energía necesaria para 
producir un par ion-electrón en aire, entonces W/e es la 
energía promedio que se requiere por unidad de carga 
de ionización producida. Teniendo esto en cuenta, la 
exposición puede calcularse como:
X
e
W
Kair
col
=
 
[23]
Tasa de exposición
La tasa de exposición (X
i
) es el cociente de dX entre dt, 
donde dX es el incremento de exposición en el intervalo 
de tiempo dt.
X
dX
dt
ɺ =
 
[24]
Su unidad es C kg−1 s−1, pero los detectores antiguos 
pueden proporcionar la medida en otras unidades, como 
R/min o mR/h.
MAGNITUDES DOSIMÉTRICAS DE DEPÓSITO 
DE ENERGÍA
Dosis absorbida (D)
Es el cociente de d ε entre dm, donde d ε es la energía 
media impartida por la radiación ionizante a un material 
de masa dm.
D
d
dm
ε
=
 
[25]
Su unidad2 es J kg−1, que como ya se ha indicado ante-
riormente recibe el nombre de Gray (Gy).
La dosis absorbida es una magnitud válida para todo 
tipo de partículas y no es específica de un medio material 
concreto, como ocurre en el caso de la exposición, que 
sólo se define en aire. Si el medio es aire, entonces la 
exposición puede relacionarse con la dosis absorbida de 
la siguiente forma: puesto que la energía necesaria para 
producir un par ion-electrón en aire es, aproximadamen-
te, 34 eV/par, o lo que es lo mismo, 34 J/C, se tiene que:
=D (Gy) 34.X(C/kg)aire [26]
Para expresar la relación entre dosis absorbida en aire y 
exposición empleando las unidades antiguas, debe tener-
se en cuenta que 1 R = 2,58 10−4 C/kg,1 C/kg = 34 Gy y 
1 Gy = 100 rad.
D (rad) 0,877 X(R)aire = [27]
Tasa de dosis absorbida ( D
i
)
Es el cociente de dD entre dt, donde dD es el incremento 
de dosis absorbida en el intervalo de tiempo dt.
D
dD
dt
ɺ =
 
[28]
Su unidad es J kg−1 s−1 o Gy s−1.
3.4. Magnitudes y unidades en radiactividad
El término «radiactividad» se refiere a los fenómenos 
asociados con las transformaciones espontáneas que 
implican cambios en los núcleos o en la estructura de 
capas de los átomos, o en ambos. La energía liberada 
en dichas transformaciones es emitida como partículas 
(electrones, positrones, partículas alfa) o como fotones, 
o como ambos.
Algunas de las magnitudes y unidades de interés en 
el campo de la radiactividad ya se han definido en el 
capítulo 1, por lo que sólo se citarán brevemente a modo 
de recordatorio:● Constante de decaimiento o desintegración, l, cuya 
unidad es s−1.
● Periodo de semidesintegración, T
1/2
, cuya unidad es s.
● Actividad, A, cuya unidad es s−1, y recibe el nombre 
especial de Becquerelio (Bq). La unidad antigua de 
actividad es el Curio (Ci): 1 Ci = 3,70 1010 Bq.1 La antigua unidad de exposición, que todavía puede encontrarse en 
algunos medidores de radiación, es el Röntgen (R), que corresponde 
a la formación de una unidad electrostática de carga (ues) de cada 
signo, en un cm3 de aire en condiciones estándar de temperatura 
y presión (STP: T = 0 ˚C; p = 760 mmHg). Aplicando la definición 
anterior, y teniendo en cuenta que 1 ues equivale a 3,33 10−10 C y 
que la densidad del aire en condiciones STP es 1,293 kg/m3, puede 
hallarse la equivalencia entre el röntgen y la unidad de exposición 
en el SI: 
1R
1ues
1cm
3.3310 C
1ues
10 cm
1m
1
1.293Kg / m
2.5810
C
Kg
enaire
3
-10 6 3
3 3
4
= =
−
1 R = 2,58 10−4 C/kg, o la equivalencia inversa, 1 C/kg = 3,88 103 R
2 La unidad antigua de dosis absorbida es el rad, que se define como 
la absorción de 100 ergios de energía por gramo de material absor-
bente. Por tanto, la equivalencia entre ambas unidades, teniendo 
en cuenta que 1 J = 107 erg (el ergio es la unidad de energía en el 
sistema cegesimal de unidades: centímetro, gramo, segundo), es: 
1rad
100erg
g
1J
10 erg
1.000g
1kg
10 Gy
1Gy 100rad
7
2
= =
=
−
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
28
● Actividad específica, a, definida como la actividad 
por unidad de masa de una muestra. Su unidad es 
el Bq kg−1.
● Constante de tasa de kerma en aire, 
d
, de un radio-
núclido emisor de fotones, que es la tasa de kerma 
en aire debida a fotones de energía superior a d, a 
una distancia l de una fuente puntual de este nuclei-
do en el vacío, cuya actividad sea A. Su unidad es 
m2 J kg−1 o m2 Gy Bq−1 s−1.
i
Γ =
δ
δl
k
A
2
 
[29]
● Constante de tasa de exposición, Γ
δ
* , definida como 
la tasa de exposición en un punto a un metro, a partir 
de una fuente puntual de un 1 Ci. Su unidad es C kg−1 
m2 Bq−1.
i
Γ =
δ
l
X
A
* 2
 
[30]
Para ambas constantes, el subíndice d implica que se ha 
supuesto que todos los rayos X o gamma emitidos por 
la fuente con energía superior a d contribuyen a la expo-
sición, mientras que los que tengan una energía inferior 
no son lo suficientemente penetrantes como para ser de 
interés práctico. Dichas constantes son características 
de cada radionúclido.
A partir de las definiciones anteriores puede calcularse 
la exposición o el kerma en aire a una determinada dis-
tancia, l, de una fuente puntual radiactiva que emita 
radiación gamma con una actividad A, como:
i
i
= Γ = Γδ δ δk
A
l
X
A
lair , 2
*
2 
[31]
Las definiciones anteriores de tasa de kerma en aire y tasa 
de exposición llevan implícitas las siguientes hipótesis:
● Se considera que la fuente es puntual, es decir, puede 
aplicarse la ley del inverso del cuadrado de la dis-
tancia.
● No hay atenuación de los rayos X o gamma en el aire 
o en el material que existe entre la fuente y el punto 
donde quiere calcularse la tasa de exposición.
● Sólo se consideran los fotones que van desde la fuente 
al punto de medida, es decir, se desprecia la radiación 
dispersa que pueda aparecer en el material circundante.
4. MAGNITUDES ESPECÍFICAS 
EN PROTECCIÓN RADIOLÓGICA
En el campo de la radioprotección, la ICRU ha trabajado 
conjuntamente con la ICRP para proporcionar recomen-
daciones en cuanto a las magnitudes y unidades más 
apropiadas en este campo.
La dosis absorbida sería la magnitud física básica, pero 
no es totalmente satisfactoria para los propósitos de la 
radioprotección. Para relacionar la dosis de radiación 
con el riesgo asociado a ella (detrimento), no sólo se 
está interesado en los efectos físicos, sino que también 
es necesario tener en cuenta las variaciones en la eficacia 
biológica de las radiaciones de diferente naturaleza, así 
como la diferencia en la sensibilidad de los distintos 
órganos y tejidos a la radiación ionizante. Por este moti-
vo, en el campo de la protección radiológica se definen 
las magnitudes que se detallan a continuación.
4.1. Equivalente de dosis
Como ya se ha comentado, en el ámbito de la protec-
ción radiológica interesa conocer el daño biológico que 
puede producir la radiación ionizante sobre los tejidos. 
Se sabe que para igual dosis absorbida el daño es dis-
tinto según el tipo de radiación ionizante; por ejemplo, 
los haces de neutrones son más perjudiciales que los 
de la radiación X. Además, el efecto biológico también 
depende de otros factores como la calidad de la radiación 
y las condiciones ambientales (temperatura, grado de 
oxigenación...).
Para tener todo esto en cuenta se introdujo la magnitud 
equivalente de dosis, H, que se define como el producto de 
la dosis absorbida en un punto en un tejido, D, por un 
factor adimensional, Q, donde Q es el factor de calidad 
y es específico para cada tipo de radiación.
H DQ= [32]
El factor de calidad se introduce para cuantificar la mayor 
o menor eficacia biológica de las partículas cargadas 
generadas en el proceso de absorción de energía, de 
modo que toma el valor 1 para fotones y electrones, 
10 para neutrones, protones y partículas alfa, y 20 para 
núcleos pesados. Además, este factor sólo tiene significa-
do y puede ser aplicado en radioprotección, y para dosis 
inferiores o comparables a las dosis límite establecidas 
para exposiciones individuales. Por tanto, no puede 
utilizarse en caso de irradiación accidental ni para los 
tratamientos administrados en radioterapia.
Si la dosis absorbida se mide en Gy3, entonces la unidad 
especial de dosis equivalente es el Sievert (Sv), que en 
unidades del SI sigue siendo J/kg. Un Sievert se define 
como la dosis absorbida de un Gy, para una radiación 
que tenga un factor de calidad de 1. Es decir:
= =1Sv 1J/kg 1Gy
A partir de la expresión de equivalente de dosis 
(ecuación 32), y teniendo en cuenta los valores de la 
tabla 3-3, puede observarse que para la misma dosis 
absorbida en un punto, la radiación alfa o de neutrones 
3 Si la dosis absorbida se mide en rad, entonces la unidad antigua 
de equivalente de dosis es el rem (rad equivalent man). Un rem se 
define como la dosis absorbida de un rad para una radiación con 
un factor de calidad de 1. 
1Sv 100rem=
CAPÍTULO 3
Magnitudes y unidades radiológicas
29
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provocará un detrimento 10 veces mayor que el que pro-
vocaría la radiación gamma o la radiación de electrones, 
ya que la radiación alfa o los neutrones producen ioni-
zaciones muy próximas espacialmente y, por tanto, dan 
lugar a una mayor probabilidad de daño irreversible a 
los cromosomas o de menor posibilidad de reparación 
de tejido sano.
4.2. Magnitudes limitadoras
Son magnitudes en cuyas unidades la ICRP recomienda 
expresar los límites individuales de dosis que posterior-
mente son recogidos en las normativas internacionales 
y nacionales.
DOSIS EQUIVALENTE EN UN ÓRGANO O TEJIDO
En las recomendaciones básicas de la ICRP (Report 60, 
1991) se especifica que, a efectos de protección radioló-
gica, no es el equivalente de dosis en un punto, sino su 
valor promedio en un tejido u órgano, la magnitud de 
interés a la hora de controlar la exposición a la radia-
ción ionizante. Por consiguiente, introduce una nueva 
magnitud que denomina dosis equivalente en un órgano 
o tejido, HT, que se define como el producto de la dosis 
absorbida media (DT,R) producida por la radiación R en 
ese tejido u órgano T por un factor de ponderación de 
radiación, WR, que es función del tipo y de la energía de 
la radiación incidente:
H W DT ,R R T ,R= [33]
Su unidad es el Sievert (Sv).
WR es un factor sin dimensiones que refleja la eficiencia 
de una radiación para producir daño biológico. Sus 
valores para los distintos tipos de radiación se encuen-
tran detallados en la tabla3-3.
Si un órgano es irradiado por un campo de radiación que 
se compone de distintos tipos y energías de radiación, 
y por tanto con diferentes valores de WR, la dosis equi-
valente total debe calcularse como la suma de las dosis 
absorbidas debido a un tipo de radiación multiplicada 
por su correspondiente valor WR, y todo ello sumado 
para todos los tipos de radiación que compongan el 
campo, es decir:
H W DT R T ,R
R
∑=
 
[34]
Tasa de dosis equivalente, 
•
HT
Se define como la variación de la dosis equivalente, dH, 
en el intervalo de tiempo dt.
H
dH
dtT
Tɺ =
 
[35]
Su unidad es Sv s−1.
Dosis equivalente comprometida
Es la magnitud que se utiliza para calcular la dosis en 
caso de incorporación de radionúclidos en el organismo 
a través de las vías respiratorias, del tracto gastrointes-
tinal o de la piel.
Los radionúclidos incorporados pueden irradiar los teji-
dos del cuerpo humano durante lapsos de tiempo, deter-
minados por el periodo de semidesintegración físico y 
la permanencia biológica dentro del cuerpo. Por tanto, 
pueden dar lugar a dosis en los tejidos del cuerpo duran-
te muchos meses o años después de la incorporación. 
La dosis equivalente comprometida, HT(τ), se define como 
la integral en el tiempo de la tasa de dosis equivalente 
en un órgano o tejido particular como consecuencia de 
la incorporación de material radiactivo, donde τ es el 
tiempo de integración expresado en años.
∫τ =
τ+
H ( ) H (t)dt
0
0
T Tt
t i
 
[36]
Cuando no se especifica el valor de τ se sobreentiende 
un periodo de 50 años para los adultos y hasta la edad 
de 70 años para los niños.
DOSIS EFECTIVA
La relación entre los efectos de las radiaciones (proba-
bilidad de aparición de efectos estocásticos) y la dosis 
equivalente también depende del órgano o tejido irra-
diado. Es decir, cuando somos irradiados, no todos 
nuestros órganos responden de la misma forma, sino 
que unos son más radiosensibles que otros. Por tanto, 
resulta apropiado definir otra magnitud, derivada de la 
dosis equivalente, para indicar la combinación de dis-
tintas dosis equivalentes en varios tejidos diferentes. El 
factor utilizado para ponderar la dosis equivalente en un 
tejido u órgano se conoce como factor de ponderación de 
•
TABLA 3-3 Factores ponderales de radiación, 
extraídos de la ICRP (publicación n.° 60, 1991)
Tipo y rango de energías
Factor ponderal 
de la radiación (WR)
Fotones, todas las energías 1
Electrones y muones, todas 
las energías
1
Neutrones*, energías
 <10 keV 5
 10 keV a 100 keV 10
 >100 keV a 2 MeV 20
 >2 MeV a 20 MeV 10
 >20 MeV 5
Protones distintos de los de 
retroceso, energía >2 MeV
5
Partículas alfa, fragmentos 
de fisión y núcleos pesados
20
*Las recomendaciones más recientes de la ICRP, contenidas 
en la publicación número 103 (ICRP, 2007), modifican WR 
para los protones, de manera que pasa de un valor de 5 a 2; 
y para los neutrones, para los que WR se caracteriza por una 
función continua en lugar de los puntos discretos indicados 
en la tabla
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
30
tejido, WT. Este factor representa la contribución 
relativa de un órgano o tejido al daño biológico total 
resultante de la irradiación uniforme del cuerpo entero. 
La pondera ción se efectúa de manera que, sumada a 
todos los tejidos, se obtiene:
W 1T∑ = 
[37]
La dosis efectiva, E, se define como la suma de las dosis 
equivalentes en órgano o tejido, multiplicadas por el 
factor ponderal del tejido WT, en todos los tejidos y órga-
nos del cuerpo.
E W H W W DT T
T
T
T
R
R
T ,R∑ ∑ ∑= =
 
[38]
Su unidad es el Sievert (Sv).
Los factores ponderales de los tejidos, W
T
, se encuentran 
tabulados en el report publicación n° 60 de la ICRP. A 
pesar de depender del sexo y de la edad del individuo, 
para los propósitos de protección radiológica se consi-
deran valores medios promediados para ambos sexos y 
todas las edades, y son aplicados a la población promedio. 
Sus valores se encuentran especificados en la tabla 3-4.
La dosis efectiva, E, se acepta como el mejor parámetro 
para caracterizar la probabilidad de aparición de efectos 
biológicos en valores de dosis habituales laborales (dosis 
por debajo del umbral de los efectos deterministas o no 
estocásticos). Por ese motivo, los límites de dosis anua-
les, tanto para la exposición ocupacional como para los 
miembros del público, se expresan en términos de dosis 
efectivas. Sin embargo, los límites de dosis establecidos 
para un órgano, manos o pies, se enuncian en términos 
de dosis equivalente.
Dosis efectiva comprometida
La dosis efectiva comprometida, E(τ), se define como los 
productos de las dosis equivalentes comprometidas en 
órganos y tejidos por los factores de ponderación corres-
pondientes (WT), donde τ es el tiempo de integración, en 
años, después de la incorporación. El periodo de com-
promiso se toma como 50 años para los adultos y hasta 
la edad de 70 años para los niños.
∑ τ=E(T) W H ( )T T
T 
[39]
Dosis efectiva colectiva
Las magnitudes en protección radiológica presentadas 
hasta ahora están relacionadas con la exposición de un 
individuo. Las dosis colectivas se relacionan con la expo-
sición de grupos o poblaciones expuestas.
La dosis efectiva colectiva, S, se define como la suma de 
las dosis efectivas medias en un subgrupo i (E
i
) por el 
número de individuos en ese subgrupo (N
i
).
S E Ni i
i
∑=
 
[40]
La unidad de dosis efectiva colectiva recibe el nombre 
especial de Sievert-persona (Sv persona).
4.3. Magnitudes operacionales
Las magnitudes limitadoras dosis equivalente y dosis efec-
tiva no pueden ser medidas directamente en los tejidos 
del cuerpo, ya que habría que situar el detector dentro 
de ellos. Por este motivo, la ICRU ha definido un grupo 
de magnitudes que pueden proporcionar en la práctica 
una sobrestimación de las magnitudes limitadoras, H
T
 
y E, para un trabajador profesionalmente expuesto y 
situado en un campo de radiación variable y arbitrario.
Las magnitudes operacionales se han definido para 
realizar medidas prácticas en la vigilancia individual y 
de área. Se basan en el equivalente de dosis en un punto 
de un maniquí, denominado esfera ICRU4, o del cuerpo 
humano, y se relacionan con el tipo y la energía de la 
radiación existente en ese punto; por lo tanto, pueden 
calcularse basándose en la fluencia en ese punto.
VIGILANCIA DE ÁREA
Para la vigilancia de área es útil descomponer el campo 
de radiación real en ciertos campos ficticios de radiación, 
denominados:
● Campo expandido: simplifica una situación real al 
suponer que el campo sobre todo el cuerpo irradiado 
(o la esfera ICRU) tiene la misma fluencia y distri-
bución angular y energética que el campo real en el 
punto de medida (punto de referencia).
● Campo alineado (o campo expandido y alineado): 
tiene la misma fluencia y distribución energética que 
el campo real, pero la fluencia es unidireccional, es 
TABLA 3-4 Factores ponderales de tejidos
Tejido u órgano Factor ponderal de tejido (WT)
Gónadas 0,08
Médula ósea roja 0,12
Colon 0,12
Pulmón 0,12
Estómago 0,12
Vejiga 0,04
Mama 0,12
Hígado 0,04
Esófago 0,04
Tiroides 0,04
Piel 0,01
Superficie ósea 0,01
Cerebro 0,01
Glándulas salivares 0,01
Resto del cuerpo 0,12
Valores según las recomendaciones más recientes de la ICRP, 
contenidas en la publicación número 103 (ICRP, 2007).
4 La esfera ICRU es una esfera equivalente a tejido de 30 cm de diáme-
tro, de densidad 1 g/cm3 y de una composición en masa de 76,2% 
de oxígeno, 11,1% de carbono, 10,1% de hidrógeno y 2,6% de 
nitrógeno.
CAPÍTULO 3
Magnitudes y unidades radiológicas
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decir, se supone que toda la radiación procede de 
la misma dirección. Mediante este concepto puede 
correlacionarse la medida hecha en un instrumento 
dotado de respuesta isótropa (independiente de la 
dirección incidente de la radiación) y la magnitud 
que se desea medir en el interior de la esferaICRU.
Equivalente de dosis ambiental
El equivalente de dosis ambiental, H*(d), en un punto 
en un campo de radiación se define como el equivalente 
de dosis que sería producido por el correspondiente 
campo alineado y expandido en la esfera ICRU a una 
profundidad d, sobre el radio opuesto a la dirección del 
campo alineado. La unidad en el SI es J kg−1 y su nombre 
especial es Sievert (Sv).
Para radiación fuertemente penetrante se recomienda 
una profundidad de 10 mm, y para débilmente pene-
trante (fotones de energía inferior a 15 keV y radiación 
beta) se emplean 0,07 mm para la piel y 3 mm para 
el cristalino. En estos casos, el equivalente de dosis 
ambiental se expresa como H*(10), H*(0,07) o H*(3), 
respectivamente.
La medida de H*(d) requiere generalmente que el campo 
de radiación sea uniforme sobre las dimensiones del ins-
trumento, y que este tenga respuesta isótropa.
Equivalente de dosis direccional
El equivalente de dosis direccional, H’(d,Ω), en un punto 
de un campo de radiación es el equivalente de dosis que 
se produciría por el correspondiente campo expandido 
en la esfera ICRU a la profundidad d, sobre un radio 
dirigido en una dirección especificada, Ω, siendo Ω el 
ángulo entre la dirección del haz y el radio de la esfera 
ICRU sobre la que se define la profundidad d.
Su unidad en el SI es J kg−1 y su nombre especial es 
Sievert (Sv). Cualquier expresión del equivalente de dosis 
direccional debe especificar la profundidad, d, y la direc-
ción, Ω. Para simplificar la notación, d debe expresarse 
en mm. Las profundidades recomendadas para radiación 
débilmente penetrante para cristalino y piel, y para radia-
ción fuertemente penetrante, son las mismas que para la 
magnitud equivalente de dosis ambiental.
La medida de H’(d,Ω) requiere que el campo de radia-
ción sea uniforme sobre las dimensiones del instrumen-
to, y que este tenga la respuesta direccional requerida.
VIGILANCIA INDIVIDUAL
Equivalente de dosis personal
El equivalente de dosis personal, H
p
(d), es el equivalente 
de dosis en tejido blando, por debajo de un punto espe-
cificado del cuerpo y a una profundidad apropiada d.
La unidad en el SI es el J kg−1, y su nombre especial es Sie-
vert (Sv). La profundidad para radiaciones fuertemente 
penetrantes es 10 mm, y para débilmente penetrantes 
es de 0,07 mm para la piel y 3 mm para el cristalino. El 
equivalente de dosis personal se denota como H
p
(10), 
H
p
(0,07) y H
p
(3).
H
p
(d) puede medirse con un detector situado en la super-
ficie del cuerpo y cubierto por un espesor apropiado de 
material equivalente a tejido.
5. RESUMEN
● Los resultados de una medición deben expresarse 
mediante la magnitud medida seguida de su corres-
pondiente unidad, expresada en unidades del SI, o 
unidades derivadas de este, ya que es el conjunto de 
magnitudes y unidades adaptado por toda la comu-
nidad científica.
● La ICRU define las magnitudes y unidades utilizadas 
en el campo de las radiaciones ionizantes. Las clasi-
fica en cuatro grupos:
● Magnitudes radiométricas: empleadas para des-
cribir un campo de radiación (número y energía 
de las partículas que lo componen junto con sus 
distribuciones espaciales y temporales).
● Coeficientes de interacción: son el nexo de unión 
entre las magnitudes radiométricas y las dosimétri-
cas. Cabe destacar la sección eficaz y el coeficiente 
de atenuación lineal.
● Magnitudes dosimétricas: proporcionan una medi-
da física de los efectos de la radiación. Se dividen 
en dos grupos: de conversión de energía (kerma y 
exposición) y de depósito de energía (dosis absor-
bida).
● Radiactividad.
● La ICRU y la ICRP definen las magnitudes en el campo 
de la radioprotección. Se distingue entre magnitudes 
limitadoras (dosis equivalente en un órgano o tejido 
y dosis efectiva) y magnitudes operacionales (equiva-
lente de dosis ambiental, direccional o personal).
Bibliografía
Brosed A, Fernández-Varea JM, González Leitón AM, Gracia Ezpeleta 
A. Fundamentos de física médica. Vol. 1: Medida de la radiación. 
Madrid: ADI; 2011. 
Bureau International des Poids et Mesures. The International System of 
Units. 8th ed. Paris: BIPM STDI Media; 2006. Disponible en: http://
www.bipm.org/utils/common/pdf/si_brochure_8.pdf
ICRU (1998). International Commission on Radiation Units and 
Measurements. Fundamental quantities and units for ionizing 
radiation. ICRU Report 60. Bethesda, Maryland: International 
Commission on Radiation Units and Measurements; 1998.
Seltzer SM, Menzel HG, Paretzke HG, Wambersie A. Fundamental 
quantities and units for ionizing radiation (Report 85). Journal 
of the ICRU, Vol. 11. No. 2011. 
Thompson A, Taylor BN. Guide for the use of the International System 
of units (SI). 2008 Edition. (Special publication 811). Gaithers-
burg, MD: National Institue of Standards & Technology, section 
6.1.2. Disponible en: http://physics.nist.gov/cuu/pdf/sp811.pdf
32
CAPÍTULO
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
Detección y medida 
de la radiación
Patricia Sánchez Rubio, Jaime Martínez Ortega y María Monedero Pinto
4
ÍNDICE
1. Introducción 32
2. Detección y medida 32
2.1. Modelo simplificado de detector 32
2.2. Modos de operación 33
2.3. Resolución en energía 33
2.4. Eficiencia 34
2.5. Tiempo muerto 35
3. Tipos de detectores 36
3.1. Detectores de ionización gaseosa 36
3.2. Estructura de bandas en los sólidos 39
3.3. Detectores de semiconductor 40
3.4. Detectores de luminiscencia 41
3.5. Detectores de película 44
3.6. Detectores de neutrones 47
4. Detectores en el ámbito hospitalario 47
4.1. Sistemas de dosimetría 
en radioterapia 48
4.2. Monitores de radiación ambiental 48
4.3. Monitores de contaminación 48
4.4. Dosímetros personales 49
5. Resumen 49
Bibliografía 50
1. INTRODUCCIÓN
Las radiaciones ionizantes no son perceptibles por los 
sentidos, por lo que es necesario el empleo de instru-
mentos de medida adecuados. En el ámbito hospitalario, 
el objetivo de la detección de la radiación es, en última 
instancia, conocer los efectos de esta sobre el cuerpo 
humano. Para ello, la noción de la fluencia de las partícu-
las y su distribución energética ayudará al conocimiento 
de dichos efectos.
El objetivo del capítulo es que el lector conozca los prin-
cipios físicos de funcionamiento y las características de 
los detectores empleados en el campo de la dosimetría 
y detección de las radiaciones ionizantes.
2. DETECCIÓN Y MEDIDA
Los diferentes detectores están diseñados basándose en 
el conocimiento de los mecanismos de interacción de la 
radiación con la materia y en la medición del fenómeno 
físico que se produce como consecuencia de dicha inte-
racción. Los diferentes fenómenos físicos que se aprove-
chan para detectar y medir la radiación son:
● Creación de carga debido a las ionizaciones de los 
átomos del medio, generalmente gaseoso, por la radia-
ción ionizante. La colección de la misma da lugar a la 
medida de una corriente eléctrica o impulso de voltaje.
● Luminiscencia generada en el proceso de excitación 
de los electrones a niveles energéticos superiores y su 
posterior desexcitación. La detección de la radiación 
se consigue mediante la medida de la intensidad de 
la luz originada en el proceso de desexcitación.
● Disociación de la materia debida a que la radiación 
ionizante rompe los enlaces químicos, dando lugar 
a la formación de radicales libres de gran reactividad 
química. Estas alteraciones en la constitución de la 
materia permiten la detección de la radiación.
Los detectores siempre llevan asociados sistemas elec-
trónicos para el control y el tratamiento de las señales 
producidas, de manera que el detector con su electrónica 
asociada constituye el sistema de detección. A la hora de 
elegir un sistema de detección de radiación, debe tenerse 
en cuenta que su respuesta puede variar en función del 
tipo y de la energía de la radiación, la tasa de emisión, 
la geometría y las condiciones ambientales en que se 
realiza la medida.
2.1. Modelo simplificado dedetector
En una amplia categoría de detectores, el efecto final 
de la interacción de la radiación es la producción de 
CAPÍTULO 4
Detección y medida de la radiación
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carga eléctrica de forma directa o indirecta dentro del 
volumen activo del detector. Por este motivo, el fun-
cionamiento de un detector puede esquematizarse de 
la siguiente manera: considérese una sola partícula en 
el interior del detector, de modo que al interaccionar 
con este genera una carga Q, la cual debe ser colectada 
para proporcionar una señal eléctrica. Habitualmente, 
la colección de la carga se realiza aplicando un campo 
eléctrico en el interior del detector, que provoca que las 
cargas positivas y negativas liberadas por la radiación 
fluyan en la dirección de los electrodos de signo 
opuesto a las cargas. En el proceso de colección se 
producirá una corriente eléctrica, I, que será constante 
durante el tiempo que dure dicho proceso, y que una 
vez finalizado será nula (fig. 4-1). El tiempo necesario 
para la colección total de la carga, t
c
, varía ampliamente 
de unos detectores a otros. Por ejemplo, en una cáma-
ra de ionización el tiempo de colección de carga es del 
orden de milisegundos, mientras que en los detectores 
de semiconductor es de nanosegundos. Este tiempo es un 
indicador tanto de la movilidad de los portadores de 
carga dentro del volumen activo como de la distancia 
promedio que deben recorrer antes de llegar a los elec-
trodos de colección.
La integral de la corriente eléctrica, I, durante el tiempo 
de colección de carga, t
c
, es la carga, Q, generada en la 
interacción:
I(t)dt Q
0
tc
∫ =
 
[1]
En una situación real, muchas partículas interaccionarán 
en un determinado intervalo de tiempo, de manera que, 
dependiendo de su tasa de llegada, los pulsos de inten-
sidad pueden solaparse o estar espaciados. El espaciado 
temporal entre los sucesivos pulsos es aleatorio, como 
se observa en la figura 4-1.
2.2. Modos de operación
MODO CORRIENTE
En este modo, la magnitud observada a la salida del dis-
positivo es la corriente promedio debida a la interacción 
de varias partículas, que puede calcularse como:
I r Q r
W
q0 = =
ε
 
[2]
donde I
0
 es la corriente promedio, r es la tasa de eventos, 
Q es la carga producida en cada evento, ε es la energía 
promedio depositada por evento, W es la energía pro-
medio necesaria para producir un par de carga (p. ej., 
W = 34 J/C para crear un par ion-electrón en aire), y q 
es la unidad de carga elemental (1,6 10−19 C).
Los detectores que trabajan en este modo se usan para 
dosimetría. Presentan la ventaja de poder utilizarse cuan-
do la tasa de eventos es elevada; sin embargo se pierde la 
información individual de los eventos ionizantes.
MODO PULSO
En este modo, el dispositivo de medida está diseñado 
para resolver cada una de las partículas que interacciona 
en el medio, es decir, se registra la carga liberada en cada 
suceso ionizante de acuerdo con la ecuación 1. El registro 
de la carga total es un indicador de la energía depositada 
en el detector.
Los detectores que trabajan en modo impulso permiten 
conocer la energía de las partículas que inciden sobre 
él, y a este tipo de detectores se les denomina espec-
trómetros. Por otro lado, como cada partícula registrada 
da lugar a un pulso, esto permite «contar» partículas 
individuales, por lo que también se los llama contadores.
La amplitud del pulso de salida, V, puede calcularse 
como el cociente de la carga total creada en el detector 
durante una interacción dividida por la capacidad eléctri-
ca del circuito al que se encuentra conectado el detector:
=V
Q
C 
[3]
Puesto que C toma un valor fijo y constante, la amplitud 
del pulso de salida es directamente proporcional a la 
carga generada dentro del detector.
La mayoría de los detectores trabajan en este modo de 
operación debido a las ventajas inherentes que presenta: 
gran sensibilidad, es decir, permite detectar bajos niveles 
de radiación de fondo, y la más importante, la posibili-
dad de obtener información a partir de la amplitud de 
cada pulso individual, no como en el modo corriente, 
en el cual todas las interacciones, independientemente 
de la amplitud del pulso a la que den lugar, contribuyen 
a la corriente promedio de salida.
2.3. Resolución en energía
El objetivo de algunos detectores es medir la distribu-
ción energética de las partículas o radiación incidente, 
FIGURA 4-1
En una situación real, al detector llega un haz de partículas, cada una 
de las cuales, al interaccionar con el detector, dará lugar a la formación de 
un pulso de corriente. Puesto que el fenómeno de interacción es aleatorio, 
la separación entre pulsos también. La figura representa una situación en 
la que la tasa de llegada de las partículas es lo suficientemente alta como 
para que algunos pulsos de corriente se solapen.
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
34
obteniendo espectros diferenciales de amplitud de 
impulsos, es decir, el número de pulsos cuyas amplitudes 
se encuentran en un determinado rango de valores de 
energía.
La resolución en energía, R, es la capacidad de un detec-
tor para distinguir dos pulsos cuyas energías estén muy 
próximas, y se define como la anchura a mitad de altura 
del pulso, FWHM (Full Width at Half Maximum), dividida 
por la posición (energía) del centroide, H
0
 (fig. 4-2A). La 
resolución en energía es un parámetro adimensional y 
suele expresarse como porcentaje:
=R
FWHM
E0 
[4]
En un proceso de detección, las medidas se distribuyen 
en torno a un valor medio, E
0
, según una distribución 
gaussiana cuya desviación estándar, σ, es un paráme-
tro que indica cuánto se alejan las medidas del valor 
medio. En este caso, la FWHM puede calcularse como 
2,35 σ; cuanto más estrecha sea la gaussiana, σ tomará 
un valor más pequeño y por tanto menor será el valor 
de R, lo que señala que la resolución del detector es 
mejor, como se muestra en la figura 4-2B. Una regla 
aproximada indica que dos energías pueden resolverse 
cuando están separadas en más de una FWHM.
Existen diversas fuentes de ruido que hacen que la reso-
lución del detector no sea perfecta:
● Cambios del punto de trabajo, es decir, cambios en el 
valor de corriente o tensión a la que trabaja el detector 
durante la medida.
● Ruido aleatorio o señal espuria (en general, por «rui-
do» se entiende cualquier perturbación que interviene 
en la señal que se desea procesar), debido a la elec-
trónica del detector.
● Ruido estadístico procedente de la naturaleza esta-
dística de la medida, es decir, la carga generada 
en el detector es discreta y variable. Este tipo de 
ruido estadístico no puede evitarse, pero sí es posi-
ble reducirlo aumentando el número de medidas 
realizadas.
2.4. Eficiencia
Por lo general, no toda la radiación procedente de una 
fuente alcanza el detector, y no toda la radiación que 
alcanza al detector interacciona con él. Por consiguiente, 
se define el parámetro de eficiencia, que permite rela-
cionar el número de pulsos contados con el número 
de eventos ionizantes que alcanzan el detector. Se dis-
tinguen dos tipos de eficiencia de contajes: eficiencia 
absoluta y eficiencia intrínseca.
EFICIENCIA ABSOLUTA
númerode pulsosregistrados
númerode partículas emitidaspor la fuenteabsε =
 
[5]
Esta eficiencia no sólo depende de las propiedades 
intrínsecas del detector, sino también de la geometría 
de contaje (fundamentalmente de la distancia entre la 
fuente y el detector).
EFICIENCIA INTRÍNSECA
númerode pulsosregistrados
númerode partículas que inciden
sobreeldetector
intε =
 
[6]
FIGURA 4-2
A) Definición de resolución de un detector. Para pulsos cuya forma sea una gaussiana con desviación estándar σ, la FWHM es 2,35 σ. B) Función 
respuesta de diferentes detectores, de modo que cuanto mayor es el valor de σ, peor es la resolución energética del detector.
CAPÍTULO 4
Deteccióny medida de la radiación
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La eficiencia intrínseca depende esencialmente del ma-
terial del detector, de la energía de la radiación y del 
espesor del detector en la dirección de la radiación inci-
dente. Presenta una menor dependencia que la eficiencia 
absoluta con la distancia entre la fuente y el detector.
2.5. Tiempo muerto
El tiempo muerto se define como el tiempo mínimo que 
debe transcurrir entre dos eventos para que sean regis-
trados como pulsos diferentes. Esta limitación temporal 
puede deberse al propio detector, según el proceso físico 
que tenga lugar en él, o la electrónica asociada encargada 
del procesado y el registro del pulso.
Debido a la naturaleza aleatoria de los procesos de desin-
tegración radiactiva, siempre existe la probabilidad de 
que se pierda algún evento verdadero si este ocurre rápi-
damente después del anterior, de manera que estén muy 
próximos entre sí. Esta situación se agrava en el caso de 
altas tasas de contaje, de manera que si se desea realizar 
unas medidas de contaje precisas, deben ser corregidas 
por las pérdidas debidas al tiempo muerto.
MODELOS DE TIEMPO MUERTO
Son modelos que permiten conocer el número real de 
eventos, n, a partir del número de pulsos registrados, m, y 
el tiempo de resolución del sistema o tiempo muerto (τ).
Modelo no paralizable
Si τ es el tiempo que dura un evento verdadero, y por 
tanto el tiempo durante el cual el detector no está opera-
tivo, los eventos que tengan lugar durante ese intervalo 
temporal se perderán y no tendrán ningún efecto sobre 
el comportamiento del detector. De acuerdo con este 
modelo, en el ejemplo de la figura 4-3A el detector regis-
traría m = 4 eventos de las n = 6 interacciones verdaderas.
De forma general, si se registran m eventos, el tiempo 
durante el cual el detector no estará operativo será mτ. 
Ahora bien, si han llegado al detector n eventos durante 
el tiempo que el detector ha permanecido insensi-
ble (mτ), el número de eventos verdaderos que se habrán 
perdido será nmτ. Por otro lado, el número de eventos per-
didos puede calcularse como n − m, por lo que:
n –m nm
n
m
1–m
τ
τ
=
=
 
[7]
Modelo paralizable
En el modelo paralizable, los eventos que tienen lugar 
durante el tiempo muerto no sólo no son registrados, 
sino que extienden el tiempo muerto otro periodo τ, y 
por tanto se produce la pérdida de los eventos que tienen 
lugar a continuación, como se observa en la figura 4-3A. 
Continuando con el ejemplo anterior, sólo se registrarían 
m = 3 de los n = 6 eventos verdaderos.
En este caso, los periodos de tiempo muerto no tienen 
una longitud fija, por lo que no puede aplicarse el mismo 
argumento que en el modelo no paralizable. La expre-
sión que relaciona el número de eventos registrados, m, 
con el número de eventos verdaderos, n, es:
m ne-n
=
τ
 [8]
En la figura 4-3B se representa la tasa de impulsos regis-
trados, m, versus la tasa de eventos verdaderos, n. Cuando 
las tasas son bajas, los dos modelos dan los mismos 
FIGURA 4-3
A) Modelos de tiempo muerto para un detector de radiación; τ es el tiempo que dura un evento verdadero y durante el cual el detector no está operativo. 
B) Variación de la tasa de contaje observada, m, en función de la tasa verdadera, n, según si la respuesta del detector se ajusta al modelo paralizable 
o no paralizable.
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
36
resultados. Para una tasa observada de m = 1/τ, el sis-
tema no paralizable se aproxima a un valor asintótico 
que representa la situación en la que el contador apenas 
tiene tiempo para finalizar un periodo muerto antes 
de comenzar con el siguiente, mientras que para esa 
misma tasa se observa un máximo en m para el sistema 
paralizable. En los sistemas de contaje que se comportan 
según modelos paralizables, tasas de interacción verda-
deras muy altas dan lugar a una extensión del tiempo 
muerto a continuación del evento inicial registrado, y 
por tanto se contabilizan muy pocos eventos verdade-
ros. Además, pueden cometerse errores al interpretar 
los datos de contaje, ya que hay dos posibles tasas de 
interacción verdaderas, n
1
 y n
2
, correspondientes a una 
tasa observada, m
1.
3. TIPOS DE DETECTORES
Los detectores pueden clasificarse atendiendo a distintas 
razones, de modo que un mismo detector puede estar 
incluido dentro de más de una categoría. A continuación 
se indica la clasificación de los detectores atendiendo a 
diferentes criterios:
● El principio físico o químico utilizado: ionización 
gaseosa, centelleo, semiconductor, película radio-
gráfica o radiocrómica, y termoluminiscencia (TLD).
● Procedimientos de medida:
● Activos: el sistema electrónico de lectura está activo 
durante la irradiación. Ejemplo: detector Geiger-
Müller (GM).
● Pasivos: el proceso de lectura del detector ocurre 
con posterioridad a la irradiación. Ejemplo: TLD.
● Tecnología:
● Directos: la señal es la resultante de colectar los 
portadores de carga producidos por la radiación 
ionizante. Ejemplo: cámara de ionización.
● Indirectos: se aprovecha la señal producida por 
otras transformaciones causadas por la radiación 
ionizante en el medio, como por ejemplo la exci-
tación de estados ópticos, la modificación de nive-
les electrónicos de la red cristalina, etc. Ejemplo: 
película radiográfica.
● Utilización: detectores para dosimetría del haz de 
radiación, monitores de radiación ambiental, moni-
tores de contaminación y dosímetros personales.
3.1. Detectores de ionización gaseosa
La ionización de un gas es el efecto físico en el cual se 
basan estos detectores. Cuando una partícula, directa-
mente o indirectamente ionizante, atraviesa un gas, crea 
a lo largo de su camino moléculas excitadas e ionizadas. 
La ionización de una molécula neutra da lugar a la crea-
ción de un ion positivo y un electrón libre, denominado 
par ion-electrón (ion-e−). Con ello, el gas que al inicio se 
comportaba como un aislante eléctrico pasa a ser parcial-
mente conductor, de manera que al aplicar una tensión 
de polarización a los electrodos se genera un campo 
eléctrico en el interior del volumen del detector. Dicho 
campo eléctrico, a su vez, da lugar a una fuerza electros-
tática que mueve a los iones positivos hacia el electrodo 
negativo (cátodo), y a los electrones hacia el electrodo po-
sitivo (ánodo), generando una corriente eléctrica cuya 
intensidad estará relacionada con la intensidad de la 
radiación ionizante que la ha producido. El esquema ge-
neral de un detector de ionización gaseosa se muestra 
en la figura 4-4. El tiempo que tardan los iones en llegar 
a su correspondiente electrodo es del orden de milise-
gundos, que es un tiempo muy largo. Sin embargo, el 
tiempo de colección para los electrones es del orden de 
microsegundos, es decir, unas mil veces menos, debido 
a su menor masa.
Para que se forme un par ion-e−, la partícula ionizante 
debe transferir una cantidad mínima de energía, que en 
principio bastaría con que fuera igual a la energía necesa-
ria para arrancar a un electrón ligado de una de sus capas 
(10-20 eV). Sin embargo, la partícula incidente, además 
de perder su energía creando pares ion-e−, también puede 
perderla mediante procesos de excitación, es decir, un 
electrón de una molécula del gas pasa a ocupar un 
estado ligado de mayor energía. Por tanto, la energía 
promedio, W, necesaria para producir un par ion-e−, 
es ligeramente mayor que la energía de ionización. En 
principio, W depende del tipo de gas y del tipo y la ener-
gía de la radiación; no obstante, se ha observado expe-
rimentalmente que permanece constante para muchos 
gases y diferentes tipos de radiación, tomando un valor 
W ≈ 30-35 eV. Si W es aproximadamente constante para 
un tipo de radiación dada, la energía depositada será 
proporcional al número de pares ion-e−formados, y 
puede calcularse dicha energía si se conoce la cantidad 
de pares de iones.
En elproceso de difusión del ion y el e− hacia sus res-
pectivos electrodos pueden producirse varios fenómenos 
que hacen que la carga original generada por la radiación 
ionizante no sea totalmente colectada:
● Colisiones con transferencia de carga: cuando 
un ion positivo choca con una molécula neutra, se 
FIGURA 4-4
Ionización producida por la radiación ionizante al atravesar el gas 
que contiene el detector. La aplicación de un campo eléctrico permite 
la colección de carga hacia sus respectivos electrodos.
CAPÍTULO 4
Detección y medida de la radiación
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transfiere un electrón de dicha molécula al ion; por 
otro lado, los e−, al colisionar con una molécula neu-
tra, pueden acoplarse a ella, formando un ion negati-
vo. Como resultado de ambas colisiones desaparece 
el par ion-e− original y se forman iones negativos. Por 
ejemplo, el oxígeno es un gas que capta electrones 
con mucha facilidad, con lo cual los electrones que se 
difunden en aire se convierten rápidamente en iones 
negativos. En contrapunto, el nitrógeno, el hidrógeno 
y los gases nobles se caracterizan por un coeficiente de 
acoplamiento de electrones muy bajo, y por tanto, en 
estos gases, los electrones continúan su camino como 
electrones libres.
● Recombinación: es una colisión entre un ion positivo 
y un e− libre, en la cual el e− es capturado por el ion 
positivo volviendo de nuevo al estado de carga neutra. 
Alternativamente, un ion positivo puede sufrir una 
colisión con un ion negativo, en la cual el electrón 
extra se transfiere al ion positivo y ambos iones son 
neutralizados. En los dos casos, la carga representa-
da por el par ion-e− original se pierde y, por tanto, 
no contribuye a la señal. La tasa de recombinación 
dependerá de la densidad de pares ion-e− y del voltaje 
aplicado.
ZONAS DE FUNCIONAMIENTO DE UN DETECTOR 
DE IONIZACIÓN GASEOSA
El parámetro esencial para determinar el comportamiento 
de un detector de gas es la diferencia de potencial (ddp) 
o tensión aplicada entre sus electrodos. De acuerdo 
con la figura 4-5, se distinguen las siguientes zonas de 
funcionamiento.
Zona de recombinación
Si no se aplica ninguna tensión al detector, no se detec-
tará ninguna corriente, ya que no existe campo eléctrico, 
y los iones y los electrones desaparecerán por recombi-
nación o difusión en el volumen activo del detector. Al 
aplicar un potencial no muy elevado (menos de unos 
100 V) aparecerá un campo eléctrico, pero no lo bastante 
intenso como para evitar la recombinación, con lo cual 
la carga colectada es menor que la representada por los 
pares ion-e− originales.
Zona de saturación o zona de las cámaras 
de ionización
Para un voltaje aplicado lo suficientemente alto (100-400 V), 
el campo eléctrico será lo bastante intenso como para 
poder despreciar la recombinación, y por tanto todas las 
cargas creadas en el proceso de ionización alcanzarán los 
electrodos. En la figura 4-5 se observa que un aumento 
de la tensión no supone un aumento de la corriente, ya 
que todas las cargas han sido colectadas. Esta es la zona 
de trabajo de las cámaras de ionización.
Zona de proporcionalidad estricta
Si se continúa aumentando la tensión, llega un momento 
en que se produce el fenómeno conocido como multi-
plicación del gas: los electrones libres son acelerados por 
el campo eléctrico aplicado, de modo que cuando sufren 
una colisión adquieren una energía cinética importante. 
Si esta energía es mayor que la energía de ionización de 
la molécula neutra del gas, es posible crear un par ion-e− 
adicional en cada colisión, denominada ionización 
secundaria. El electrón liberado en la ionización secun-
daria, a su vez, será acelerado por el campo eléctrico, con 
lo que sufrirá nuevas colisiones que provocarán nuevas 
ionizaciones. De esta manera, el proceso de multiplica-
ción del gas tiene lugar en forma de cascada, en la que 
cada electrón libre creado en una colisión puede crear 
más electrones libres en el mismo proceso. La avalancha 
formada en el proceso de multiplicación de un electrón 
se muestra en la figura 4-6A. En esta región, la multipli-
cación del gas es lineal, con lo que la carga colectada será 
proporcional al número de iones originales creados por 
la radiación incidente. El factor de proporcionalidad se 
denomina factor de multiplicación, M, que se define como 
el número de pares de iones secundarios producidos por 
cada primario:
=Q en M0 [9]
donde Q es la carga total, n
0
 son los pares ion-e− origi-
nales y M es el factor de multiplicación. Para contadores 
proporcionales es del orden de 1-104.
Zona de proporcionalidad limitada
Si se sigue aumentando la ddp se introducen efectos no 
lineales. Los más importantes están relacionados con los 
iones positivos que también son creados en las ioniza-
ciones secundarias. Al aumentar la tensión aplicada, el 
factor de multiplicación se hace muy grande (M ≈ 106), 
la cantidad de iones secundarios aumenta considera-
blemente y deja de existir proporcionalidad entre la carga 
colectada y el número de iones primarios.
Zona Geiger-Müller
Si se continúa aumentado la tensión, el factor de mul-
tiplicación toma un valor muy elevado (M ≈ 1010), de 
FIGURA 4-5
Diferentes zonas de funcionamiento de un detector de ionización gaseosa 
en función de la diferencia de potencial aplicada a sus electrodos.
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
38
modo que se produce un verdadero alud electrónico. 
En este caso, el valor de la carga colectada es constante 
e independiente del número de iones primarios, de la 
partícula incidente y de la tensión aplicada. En esta zona 
operan los detectores Geiger-Müller.
Zona de descarga continua
Para tensiones aplicadas muy elevadas, el detector se 
hace inestable y entra en un régimen de descarga semi-
autónoma, haciéndose inestable porque los iones posi-
tivos, fuertemente acelerados, arrancan electrones del 
cátodo y se origina una descarga en cadena.
CÁMARAS DE IONIZACIÓN
Una cámara de ionización (CI) es un detector de gas en 
el cual la tensión aplicada (V∼10-100 V) se sitúa en la 
zona de saturación. En una cámara de ionización ideal, 
toda la carga generada por ionización es registrada, sin 
que haya recombinación ni multiplicación. Las cámaras 
de ionización suelen trabajar en modo corriente y son 
un detector activo.
La geometría de las CI suele ser plana o cilíndrica, y 
contienen en su interior aire a presión de una atmósfera. 
La corriente de ionización generada por la interacción 
de la radiación es muy pequeña para poder ser medida; 
por ejemplo, una partícula beta produce unos 1.000 pa-
res de iones, lo que da lugar a un pulso de salida de 
unos cuantos milivoltios. Por este motivo, las CI suelen 
ir acompañadas de dispositivos de amplificación.
Las cámaras de ionización se utilizan para:
● Detección de radiación X, radiación gamma y radia-
ción alfa y beta. Puesto que la radiación alfa es de muy 
corto alcance, es necesario que la fuente radiactiva se 
sitúe en el interior de la cámara, sobre uno de sus elec-
trodos (cámaras planas). Sin embargo, la detección 
de partículas beta se consigue para fuentes externas a 
través de ventanas suficientemente delgadas, debido 
a su mayor poder de penetración. La eficiencia de la 
detección para fotones es muy baja, de alrededor de 
un 1%, mientras que la eficiencia de detección para 
partículas a y b es del 100%. En general, ofrecen muy 
poca resolución energética.
● Dosimetría. Las CI utilizadas para tal fin están cons-
truidas con paredes de un material equivalente a aire, 
plástico o aluminio. Estas cámaras proporcionan 
medidas relativamente exactas de exposición para 
rayos gamma cuya energía sea lo bastante alta como 
para poder despreciar la atenuación de las paredes, 
pero lo suficientemente baja como para conseguir el 
equilibrio electrónico. En el caso particular de que 
la CI sea equivalente a aire, la tasa de exposición, X·, 
se obtienesimplemente dividiendo la corriente de 
ionización saturada, I
S
, por la masa, M, contenida en 
el volumen activo del detector:
=
•
X
I
M
S
 
[10]
donde M es la masa de aire que debe ser corregida por 
factores de presión y temperatura si la medida no se 
realiza en las condiciones estándar en que se calibró la 
cámara (P = 1,013 105 Pa y T = 273,15 K).
También pueden realizarse medidas de dosis absorbida, 
como se explicará en el capítulo 10.
CONTADORES PROPORCIONALES
Un contador proporcional es un detector de gas en el 
cual la tensión aplicada se sitúa en la zona proporcional. 
Habitualmente trabaja en modo pulso y es un detector 
activo. Debido al fenómeno de multiplicación del gas, la 
carga se amplifica dentro del propio detector generando 
pulsos del orden de 0,1 V, aunque todavía se requiere la 
amplificación de la señal.
X•=ISM
FIGURA 4-6
A) Avalancha de ionizaciones secundarias disparadas por un solo electrón en la zona de proporcionalidad estricta. B) Mecanismo por el cual se disparan 
avalanchas adicionales en una descarga Geiger. Los fotones por interacción fotoeléctrica en otro punto del gas (1) o en la superficie del cátodo (2) liberan 
un nuevo electrón que, en su migración hacia el ánodo, dispara una nueva avalancha.
CAPÍTULO 4
Detección y medida de la radiación
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Los contadores proporcionales suelen ser cilíndricos 
(geometría coaxial), es decir, el ánodo es un fino cable 
(0,02-0,1 mm de diámetro) que se sitúa a lo largo del 
eje de un cilindro hueco que funciona como cátodo, y 
el gas que se encuentra en el volumen activo del detector 
suele ser un gas noble.
Como ya se ha indicado, el fenómeno de multiplicación 
del gas se basa en las ionizaciones secundarias produci-
das en las colisiones de los electrones con las moléculas 
neutras del gas del detector. Pero además de las ioniza-
ciones, también se producen excitaciones de las molécu-
las que posteriormente decaerán al estado fundamental 
mediante la emisión de fotones visibles o ultravioleta 
(UV). Estos fotones, a su vez, pueden producir nuevas 
ionizaciones, lo que conduce a una pérdida de la propor-
cionalidad o a la aparición de pulsos espurios, o ambas 
cosas. En la práctica, para evitar estos fenómenos, lo que 
se hace es añadir al gas una pequeña cantidad de otro 
gas poliatómico, como por ejemplo el metano, para 
que absorba dichos fotones. A este componente se le 
denomina gas quench o extintor.
La proporcionalidad que existe entre la altura del pul-
so y la ionización inicial permite utilizar al detector 
para distinguir entre partículas de diferentes energías y 
poder ionizante, es decir, puede emplearse como espec-
trómetro. También puede utilizarse como monitor de 
radiación.
CONTADORES GEIGER-MÜLLER
Los contadores Geiger-Müller (G-M) son contadores de 
gas en los que la tensión aplicada se sitúa en la zona 
Geiger-Müller. Trabajan en modo pulso y son detectores 
activos.
A diferencia de los contadores proporcionales, en los 
que cada electrón del par ion-electrón produce una 
avalancha que es independiente de la avalancha produ-
cida por otro electrón asociado con el evento ionizante 
original, en un G-M cada avalancha puede, a su vez, 
producir una segunda avalancha en un punto diferente 
dentro del tubo. Estas segundas avalanchas son produ-
cidas por los fotones emitidos por las moléculas de gas 
excitadas que adquirieron dicho estado como conse-
cuencia de las colisiones con los electrones primarios. 
Como se observa en la figura 4-6B, la avalancha Geiger 
crece de forma que envuelve al ánodo, independien-
temente de la posición en la que tuvo lugar el evento 
ionizante inicial.
Puesto que una descarga Geiger finaliza una vez que se 
desarrolla una determinada carga total, con independen-
cia del número de pares ion-e− creados por la radiación 
ionizante incidente, todos los pulsos tienen la misma 
amplitud y, por tanto, no proporcionan ninguna informa-
ción sobre las propiedades de la radiación incidente. Por 
este motivo, los contadores G-M se usan como monitores 
de radiación y no pueden utilizarse para espectroscopia, 
ya que pierden toda la información de la cantidad de 
energía depositada por la radiación ionizante.
Los pulsos típicos de un G-M representan una cantidad 
inusualmente grande de carga colectada; se forman 
sobre unos 109-1010 pares de iones en la descarga que se 
traducen en un pulso de salida de aproximadamente 1 V. 
Esta amplitud tan grande del pulso de salida permite 
simplificar la electrónica asociada, de modo que puede 
eliminarse la etapa de amplificación previa.
Los gases utilizados para un contador G-M son los 
mismos que para un contador proporcional. Los más 
empleados son los gases nobles, como el helio o el argón. 
Al gas noble se le añade otro gas, también denominado 
gas quench, para evitar la generación de múltiples pulsos 
mediante el mecanismo de colisiones con transferencia 
de carga. Cuando los iones de argón llegan al cátodo y 
se neutralizan, quedan en estado excitado y liberan foto-
nes UV que al propagarse producen fotoelectrones, los 
cuales generan nuevas avalanchas que dan lugar a pulsos 
espurios. Sin embargo, si estos iones de argón colisionan 
con las moléculas del gas quench, son neutralizados al 
transferir su carga positiva a dicha molécula, que queda 
ionizada positivamente. Ahora es el ion positivo del gas 
quench el que continúa su camino hacia el cátodo, de 
manera que, al ser neutralizado, el exceso de energía 
da lugar a la disociación de la molécula compleja, en 
lugar de liberar un electrón de la superficie del cátodo, 
y por consiguiente no se forman avalanchas adicionales 
en el tubo. El gas quench utilizado suele ser moléculas 
orgánicas. Debido a que estas se disocian para evitar 
que el contador entre en descarga continua, el gas va 
desapareciendo gradualmente durante el tiempo de vida 
del tubo.
El principal inconveniente de un G-M es su largo tiempo 
muerto (50-300 ms), lo que implica que este tipo de 
detectores sólo puedan utilizarse para tasas de contajes 
relativamente bajas.
La eficiencia de un contador Geiger es sólo del orden 
del 1-2% para la radiación gamma, mientras que para la 
radiación beta es del 100% debido al relativamente inten-
so poder ionizante de dichas partículas. Los contadores 
Geiger se usan sobre todo para la detección de radiación 
gamma o de partículas beta; para la detección de la primera 
están provistos de paredes metálicas o de vidrio, debido 
al gran poder de penetración de esta radiación.
3.2. Estructura de bandas en los sólidos
Hasta ahora se han descrito detectores en los cuales el 
medio físico en que se producen los procesos de inte-
racción de la radiación se encuentra en estado gaseoso. 
Sin embargo, en los detectores que se van a detallar en 
los siguientes apartados, el medio empleado para la 
detección se encuentra en estado sólido. Es necesario 
conocer la estructura o la organización de los átomos en 
un sólido para poder entender el fenómeno físico que se 
produce como consecuencia de la interacción.
Los átomos que componen un material sólido se dis-
tribuyen en una red cristalina periódica, de manera que 
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
40
los distintos niveles de energía se establecen en bandas 
de energías permitidas para los electrones, separadas por 
gaps o bandas de energía prohibidas. La banda inferior se 
denomina banda de valencia, en la que todos los elec-
trones se encuentran ligados en un lugar específico de 
la red cristalina, mientras que en la banda de energía 
superior, denominada banda de conducción, los elec-
trones están libres y pueden moverse por toda la red 
cristalina. Son estos electrones los que contribuyen a la 
conductividad eléctrica del material. Las dos bandas se 
encuentran separadas por un gap, cuyo tamaño deter-
mina si el material se clasifica como aislante, semicon-
ductor o conductor, como se observa en lafigura 4-7. En 
ausencia de excitación térmica, tanto los aislantes como 
los conductores tienen la banda de valencia completa-
mente llena y la de conducción completamente vacía. 
Cuando los electrones adquieren la energía suficiente 
para pasar a la banda de conducción, en la banda de 
valencia quedan disponibles unos estados de energía 
denominados huecos. Un hueco es la ausencia de un 
electrón, el cual puede considerarse como una partícula 
de características similares a las de un electrón, pero 
cargada positivamente.
El gap en los aislantes tiene un ancho de unos 5 eV o más, 
pero en los semiconductores el gap es de 1-3 eV. El ta-
maño o ancho del gap también puede depender de la 
temperatura.
3.3. Detectores de semiconductor
El principio de funcionamiento de los semiconducto-
res puede asemejarse al de las CI. Cuando la radiación 
ionizante incide sobre un semiconductor, da lugar a la 
producción de pares electrón-hueco a lo largo del camino 
de la partícula. El par electrón-hueco creado es análogo 
al par ion-electrón producido en los detectores de gas, de 
manera que al aplicar un campo eléctrico se genera una 
señal eléctrica debida a la migración de los electrones y 
los huecos hacia sus respectivos electrodos.
La energía necesaria para crear un par electrón-hueco se 
denomina energía de ionización. Esta energía es mucho 
más pequeña en los semiconductores (3,76 eV en el Si 
y 2,76 eV en el Ge) que en los detectores de gas, en los 
que son necesarios 30 eV para crear un par ion-elec-
trón. Es por este motivo, y por la mayor densidad que 
presentan, por lo que el número de portadores de carga 
que se genera en un semiconductor es 10 veces mayor que 
el que se genera en un detector de gas, para la misma ener-
gía depositada. Esto permite que los detectores construi-
dos con semiconductores tengan mejor resolución en 
energía, y debido a su menor tamaño ofrecen mejor re-
solución espacial.
A diferencia de los sólidos utilizados para los detectores 
termoluminiscentes, interesa que los semiconductores 
sean lo más puros posible, es decir, que estén libres 
de defectos y trampas para evitar que atrapen a los 
portadores (electrones y huecos) y se produzca una 
colección incompleta de carga. Ofrecen una respuesta 
directa, aunque necesitan etapas de amplificación, y 
una respuesta temporal muy buena, es decir, son muy 
rápidos (el tiempo de colección de carga es del orden 
de nanosegundos).
Los detectores de Si se utilizan para espectroscopia de 
partículas alfa y fragmentos de fisión; en general, se usan 
para espectroscopia de partículas cargadas. Los detectores 
de Ge se utilizan para medidas de radiación gamma.
Entre los inconvenientes que presentan los detectores de 
semiconductor, cabe mencionar:
● Están limitados a pequeños tamaños.
● Se degradan debido a la radiación. El daño más 
común es que un átomo del semiconductor se des-
place de su posición en la red cristalina, creándose 
una vacante, y por tanto dando lugar a una trampa. 
Este efecto es más acusado cuando el detector se irra-
dia con partículas cargadas pesadas que cuando se 
irradia con partículas beta o rayos gamma.
● Son muy caros.
FIGURA 4-7
A) Disposición de los átomos o moléculas de un sólido en 
una red periódica que da lugar a una estructura cristalina 
cúbica. B) Según el tamaño del gap (separación entre la 
banda de valencia y la banda de conducción), los sólidos 
pueden clasificarse en aislantes, semiconductores 
y conductores.
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● Los detectores de semiconductor empleados para 
espectroscopia necesitan refrigeración1.
● Los semiconductores empleados para dosimetría de 
un haz de radiación presentan una sobrerrespues-
ta a bajas energías, y dependencia angular y con la 
temperatura.
3.4. Detectores de luminiscencia
La luminiscencia es la propiedad que presentan algu-
nos materiales por la cual son capaces de emitir luz al 
absorber energía. Existen distintos tipos de luminiscencia 
dependiendo de cuál sea el tipo de excitación causante 
del fenómeno. Por ejemplo, la luminiscencia estimulada 
ópticamente es un tipo de luminiscencia causada por luz; 
o la termoluminiscencia, en la cual la absorción de calor 
por el material es la causa de la emisión de luz posterior.
Este proceso tiene dos pasos: en el primero, la energía 
incidente hace que los electrones de los átomos que com-
ponen la red cristalina del material absorbente se exciten y 
salten de una banda a otra de mayor energía; en el segun-
do, los electrones «caen» de nuevo a su estado original 
emitiendo un fotón de luz. Según el intervalo de tiempo 
que transcurra entre los dos pasos se distingue entre:
● Fluorescencia: el intervalo de tiempo entre los dos 
pasos es corto (menor de 10−8 s); es decir, la emisión 
de luz se produce inmediatamente después de que el 
material ha sido excitado.
● Fosforescencia: el intervalo de tiempo que transcurre 
entre la absorción y la reemisión de la energía es largo 
(muchas horas).
En ambos casos, la energía emitida en forma de luz es 
casi siempre de menor energía, es decir, de una longitud 
de onda más larga que la de la luz excitante.
Basándonos en estas propiedades de los materiales, 
pueden construirse dos tipos de detectores: detectores 
de centelleo, en los que interesa que el tiempo de desex-
citación y de emisión de luz sea corto, y detectores de 
termoluminiscencia.
DETECTORES DE CENTELLEO
La figura 4-8 muestra los componentes principales de 
un detector de centelleo: el cristal centelleador, el tubo 
fotomultiplicador y la electrónica asociada.
Cristal centelleador
Se encarga de transformar la energía de la radiación 
ionizante incidente en fotones de luz visible o UV. El 
material de centelleo ideal debería reunir las siguientes 
cualidades:
● Alta eficiencia de centelleo: la fracción de la energía de 
la radiación incidente que se convierte en luz visible 
debe ser elevada, es decir, la situación ideal sería aque-
lla en que toda la energía de la partícula incidente se 
convirtiera en luz.
1Debido al pequeño gap del Ge (0,7 eV), los electrones que se encuen-
tran en la banda de valencia podrían pasar a la banda de conducción 
simplemente por agitación térmica a temperatura ambiente. Esto 
daría lugar a la aparición de corrientes eléctricas que no se deben 
a la colección de los pares electrón-hueco generados por la radia-
ción incidente, y que por tanto contribuyen a aumentar el ruido. 
Para evitar estas corrientes, lo que se hace es refrigerar el detector 
mediante nitrógeno líquido, que se encuentra a 77 K (−196,16 ̊ C).
FIGURA 4-8
Esquema de un detector de centelleo de NaI-Tl. Se muestran los elementos básicos de un tubo fotomultiplicador.
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
42
● La conversión debería ser lineal: el número de foto-
nes obtenidos debería ser proporcional, en el mayor 
rango posible, a la energía depositada por la partícula 
incidente.
● El cristal debería ser transparente a la longitud de 
onda de su propia emisión para que tenga lugar una 
buena colección de luz.
● El tiempo de decay (desexcitación) de la luminiscencia 
inducida debería ser corto para que la señal de los 
pulsos pueda ser generada rápidamente.
● El material debe ser de buena calidad óptica, poseer 
un número atómico elevado para favorecer la absor-
ción de energía, y su espesor debe ser, en lo posible, 
igual al alcance máximo, si se trata de partículas car-
gadas, o del mayor espesor posible para radiación 
gamma.
● El índice de refracción debería ser próximo al del 
vidrio (n = 1,5) para que tenga lugar un acoplamiento 
efectivo entre la luz de centelleo y el tubo fotomulti-
plicador.
Los materiales centelladores pueden ser orgánicos o inor-
gánicos. Los centelladores inorgánicos más utilizados son 
los haluros alcalinos, de los cuales el más empleado en 
la práctica es el yoduro de sodio impurificado con talio 
(NaI-Tl).El Tl es una impureza incorporada al cristal 
de NaI para conseguir que la longitud de onda de los 
fotones emitidos se encuentre en la zona espectral de 
máxima sensibilidad del fotomultiplicador. A este tipo 
de impurezas se las denomina activadores. Los materiales 
inorgánicos proporcionan una gran cantidad de fotones 
y son muy lineales2; sin embargo, su respuesta temporal 
es muy lenta. Entre las propiedades más significativas del 
NaI-Tl cabe destacar:
● Excelente eficiencia de detección (60%). Su res-
puesta, en un amplio rango de energías de electrones 
y rayos gamma, es lineal.
● Puede fabricarse en una amplia gama de tamaños y 
formas.
● El relativamente alto número atómico del yodo 
(Z = 53) asegura que tengan lugar procesos de absor-
ción fotoeléctrica, lo que hace que presente una alta 
eficiencia de detección intrínseca.
● Como inconveniente, es un material higroscópico, es 
decir, que absorbe agua cuando se encuentra en con-
tacto con la atmósfera, lo que hace que se deterioren 
su estructura y transparencia. Para evitarlo, el cristal 
se encapsula dejando una ventana de vidrio trans-
parente que permite la salida de los fotones visibles 
generados.
Los centelladores orgánicos son en general más rápidos 
que los inorgánicos, pero producen menos luz. Los mate-
riales pueden ser plásticos o cristales, o estar en estado 
líquido. Suelen utilizarse para espectrometría beta y 
detección de neutrones rápidos.
Tubo fotomultiplicador
El tubo fotomultiplicador (FM) se encarga de trans-
formar la luz procedente del cristal de centelleo en una 
señal eléctrica sin añadir una gran cantidad de ruido 
aleatorio a dicha señal. El tubo FM es una ampolla cilín-
drica de vidrio en la que se ha hecho un vacío eleva-
do, y está constituido por los siguientes componentes 
(v. fig. 4-8):
● Fotocátodo: es el encargado de convertir la luz (los 
fotones) incidente en electrones de baja energía (pro-
ceso de fotoemisión). Este proceso puede considerar-
se que tiene lugar en tres pasos:
● Se absorbe el fotón incidente, el cual transfiere su 
energía a un electrón del material fotoemisivo del 
que está construido el fotocátodo.
● El electrón migra hacia la superficie.
● El electrón adquiere la energía suficiente para 
abandonar la superficie del fotocátodo.
● Multiplicador de electrones: consiste en una serie de 
electrodos, llamados dinodos, polarizados positiva-
mente respecto al fotocátodo con tensiones crecientes 
de unos 100 V. Los electrones procedentes del foto-
cátodo golpean al primer electrodo o dinodo, donde 
cada uno de ellos produce por ionización secundaria 
varios electrones por cada electrón inicial que impacta 
sobre dicha superficie. A continuación, este nuevo 
grupo de electrones incidirá sobre el siguiente dinodo, 
que se encuentra polarizado a un potencial positivo 
mayor que el anterior, dando lugar a una nueva multi-
plicación de los mismos. Esta secuencia continúa 
hasta que se alcanza el último dinodo, donde ahora 
el pulso de electrones es un millón de veces mayor 
que el original procedente del fotocátodo. En este 
punto, los electrones son colectados en el ánodo, que 
se encuentra al final del tubo, para formar el pulso 
electrónico.
DETECTORES TERMOLUMINISCENTES
Los detectores termoluminiscentes (TLD) están basados 
en el fenómeno de la termoluminiscencia, por el cual 
determinados materiales son capaces de emitir fotones 
cuando son estimulados térmicamente, es decir, cuando 
son calentados.
Los materiales termoluminiscentes se caracterizan por 
tener una gran cantidad de trampas (estados de energía 
que se encuentran en una región prohibida), a diferen-
cia de los materiales de centelleo, que se procura que 
estén libres de impurezas. Si las trampas se introducen 
de manera artificial, se habla de cristales dopados o 
activados.
Cuando el material termoluminiscente es expuesto 
a radiaciones ionizantes, un electrón puede adquirir 
la energía suficiente para pasar a otros estados de ma-
yor energía, dando lugar a la formación de un par elec-
trón- hueco (fig. 4-9A). Los electrones y los huecos produci-
dos pueden recombinarse de inmediato con un portador 
de signo opuesto, o quedar atrapados en las trampas a 
2Se dice que la respuesta de un detector es lineal cuando es proporcional 
al estímulo o factor externo que la produce.
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lo largo del cristal. Si el electrón queda atrapado en una 
trampa, para poder ser liberado necesita algún mecanis-
mo que le aporte energía, que en el caso de los materiales 
termoluminiscentes se consigue por medio del calenta-
miento del material. Cuando el electrón es liberado pasa 
a ocupar un estado de menor energía, donde se recombi-
na con un hueco y, debido a tal desexcitación, se emite 
un fotón. De manera análoga, ocurre lo mismo con los 
huecos (figura 4-9B). El número total de fotones es un 
indicador del número original de pares electrón-hueco 
creados por la radiación, ya que idealmente la cantidad 
de luz emitida es proporcional al número de electro-
nes que quedaron atrapados. Por tanto, el número de 
fotones emitidos puede emplearse para conocer la dosis 
absorbida recibida por el detector. Para ello se emplea 
la curva de brillo o curva termoluminiscente (intensidad de 
la luz emitida en función de la temperatura), de modo 
que el área bajo la curva está relacionada con la dosis 
absorbida a través de una calibración apropiada. Estos 
detectores se utilizan ampliamente como dosímetros 
personales (fig. 4-10).
El sistema termoluminiscente
Para que un material termoluminiscente pueda ser 
utilizado como detector, necesita unos dispositivos 
adicionales a partir de los cuales pueda obtenerse una 
FIGURA 4-9
A) Debido a la radiación ionizante, un electrón adquiere la energía suficiente para pasar a un estado de mayor energía (indicado por las líneas de color 
naranja) y dar lugar a la formación de un par electrón-hueco. De manera análoga ocurre con el hueco formado (líneas azules). B) Emisión de un fotón 
termoluminiscente debido a la recombinación de un electrón con un hueco situado en una trampa (izquierda) o a la transición de un electrón que se 
encontraba en una trampa a un estado de menor energía (derecha), tras ser calentado el material.
FIGURA 4-10
Detector termoluminiscente de solapa utilizado para dosimetría personal. En la imagen de la izquierda se muestra el contenido del dosímetro, donde puede 
apreciarse que el detector son pequeños cuadrados de material termoluminiscente.
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
44
lectura. Estos dispositivos son un calentador y un tubo 
FM. La misión del calentador es liberar los electrones y 
los huecos de las trampas, y la del tubo FM es la misma 
que en los detectores de centelleo.
Materiales termoluminiscentes
A la hora de elegir un material termoluminiscente deben 
tenerse en cuenta dos aspectos:
● La profundidad de las trampas: si son poco profundas, 
el número de portadores atrapados por unidad de 
exposición será muy alto. Sin embargo, tal material 
será muy inestable, ya que incluso a temperatura 
ambiente las trampas podrían ser liberadas. En este 
caso, se dice que el material muestra un gran fading o 
decaimiento. Un ejemplo de este tipo de material es 
el CaSO
4
:Mn (el Mn es el activador).
● El número atómico del material: el FLi es el material 
más utilizado debido a su bajo número atómico 
(Z
efectivo
 = 8,2), que es muy similar al del tejido, lo 
que hace que sea muy apropiado para dosimetría per-
sonal. Por otro lado, cabe destacar que el FLi presenta 
un fading despreciable, al tener las trampas más pro-
fundas que el CaSO
4
:Mn, y que factores ambientales, 
como la luz o la temperatura, no provocan grandes 
cambios en su respuesta.
Entre las propiedades comunes a todos los materiales 
TLD cabe destacar:
● Se ven influenciados por las condiciones ambientales: 
temperatura,humedad y nivel de radiación de fondo.
● Son reutilizables y duraderos: una vez que los dosíme-
tros han sido irradiados y se ha obtenido la curva 
termoluminiscente, se les somete a un nuevo calen-
tamiento a temperaturas muy altas para devolverlos 
a su estado original.
● Amplia gama de formatos: pueden presentarse de 
forma sólida o en polvo, y en tamaños muy variados.
● Son detectores de lectura indirecta.
SISTEMAS DE LUMINISCENCIA ESTIMULADA 
ÓPTICAMENTE
Es un fenómeno similar al de la termoluminiscencia, 
pero la excitación para que se liberen las trampas es 
luminosa y normalmente mediante láser. Estos sistemas 
encuentran su aplicación en la radiografía digital compu-
tarizada (CR)3 y en radioterapia para realizar dosimetría 
in vivo, o incluso como sistema de imagen portal para 
comprobar el correcto posicionamiento del paciente, 
sustituyendo a las películas radiográficas convencionales.
En general, para efectuar el proceso de lectura se envía 
luz láser a través de una fibra óptica, de manera que la luz 
producida en la liberación de las trampas es captada por 
la fibra óptica y reflejada en el separador de haces hacia 
el fotomultiplicador para su conversión en una señal 
eléctrica. Esta señal será proporcional a la dosis recibida y 
a la energía óptica suministrada en el proceso de lectura.
El material del que está compuesto el detector, así como 
la longitud de onda del láser empleado como estímulo 
óptico, dependen de la aplicación que vaya a darse al 
detector. Por ejemplo, los CR utilizados para dosime-
tría in vivo están compuestos de pequeños cilindros 
alargados de 0,4 mm × 3 mm de alúmina dopada con 
carbón o Al
2
O3:C, y el rango de luz del láser empleado es 
de 500-550 nm. Sin embargo, los CR utilizados en radio-
grafía digital utilizan compuestos como el BaFBr:Eu2+ 
depositado en capas de unos 200 mm, y la excitación 
se realiza con un diodo láser con una longitud de onda 
media de 650 nm.
3.5. Detectores de película
PELÍCULA RADIOGRÁFICA
La película radiográfica está constituida por una lámina 
de plástico transparente, habitualmente de poliéster, 
llamada base, sobre la que se deposita la emulsión sensible 
a la radiación, la cual se protege de daños mecánicos 
mediante unas láminas conocidas como superrecubri-
miento. La emulsión puede estar dispuesta en una o en 
las dos caras de la base, como aparece en la figura 4-11A.
La emulsión es una mezcla de gelatina y sales de plata, 
habitualmente halogenuros de plata como el bromuro 
o yoduro de plata (AgBr o AgI). La gelatina es un medio 
transparente, para permitir la transmisión de la luz, y 
porosa para que los productos químicos que intervienen 
en el proceso de revelado puedan llegar a las sales de 
plata, que son el material sensible de la emulsión y con 
las que interaccionan los rayos X para formar la imagen 
radiográfica. En las placas de rayos X con fines médicos, 
el 90-99% de las sales son de bromuro de plata (AgBr) 
y el 1-10% son de yoduro de plata (AgI). Estos cristales se 
caracterizan por tener un número atómico alto (Z
I
 = 53, 
Z
Br
 = 35, Z
Ag
 = 47), y formas y tamaños diferentes que 
van desde centésimas a decenas de micras. El tamaño 
de los cristales es directamente proporcional a la velo-
cidad de la película (sensibilidad de la película a los rayos X) 
e inversamente proporcional a su resolución y con-
traste (diferencias entre niveles de grises). Por otro lado, 
a mayor concentración de cristales, mayor velocidad. 
Para aumentar la sensibilidad de la emulsión se utilizan 
pantallas intensificadoras que se colocan lo más próximas 
posible a esta, de manera que este dispositivo transforma 
la energía del haz de rayos X en luz visible.
La exposición directa de la película a los rayos X o a la luz 
procedente de las pantallas de refuerzo es lo que va a dar 
lugar a la formación de la imagen latente. Este es un proce-
so microscópico durante el cual, al incidir varios fotones 
sobre un cristal, se produce la sensibilidad de este, pero 
no da lugar a una imagen visible. Es decir, el aspecto de la 
película es el mismo antes que después de la exposición a 
la radiación. A través del proceso de revelado, la imagen 
latente se convierte en una imagen visible al transformar 
3Consiste en la obtención de imágenes digitales mediante el empleo 
de placas de fósforo fotoestimulable a las que, coloquialmente, se 
las ha denominado de CR, si bien el sistema de CR comprende no 
sólo las placas de fósforo sino también el lector de estas.
CAPÍTULO 4
Detección y medida de la radiación
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los átomos de plata en plata metálica, que es de color 
negro y la causante de que se produzcan áreas oscuras 
en las radiografías reveladas.
DOSIMETRÍA MEDIANTE PELÍCULA
La respuesta de la película radiográfica a diferentes expo-
siciones se manifiesta como distintos grados de ennegre-
cimiento o transmisión de la luz a través de ella. El grado 
de ennegrecimiento puede medirse de manera objetiva 
por su densidad óptica (DO), que se define como:
=DO log(I / I)0 [11]
donde I
0
 es la intensidad de luz incidente sobre la placa 
e I es la intensidad transmitida.
A partir del grado de ennegrecimiento o la DO se deduce 
la dosis total de radiación recibida tras un calibrado pre-
vio de la película. En una película ideal existiría una rela-
ción lineal entre la dosis absorbida y la DO; sin embargo, 
el comportamiento real está determinado por la curva 
característica o sensitométrica de la película. Esta curva es 
la representación gráfica de la DO frente al logaritmo 
de la exposición o la dosis absorbida. También recibe el 
nombre de curva H&D en honor a Hurter y Driffield, que 
investigaron dicha relación. En la curva sensitométrica 
pueden distinguirse cuatro tramos empezando desde su 
origen, como se observa en la figura 4-11B:
● Velo: es la DO de las películas no expuestas a la radia-
ción, pero sometidas al proceso de revelado.
● Subexposición o talón.
● Gamma o zona de exposición normal: en la que existe 
una relación lineal entre la DO y log (X o D). Es una 
zona útil para realizar la dosimetría.
● Sobreexposición u hombro.
La DO se mide con unos equipos denominados densi-
tómetros, que pueden ser manuales, automatizados o 
escáner.
VENTAJAS E INCONVENIENTES 
DE LA PELÍCULA RADIOGRÁFICA
La película radiográfica puede utilizarse para una gran 
variedad de fines, como por ejemplo para detectar la 
presencia o ausencia de radiación, para el control de 
calidad del equipamiento, para medir la dosis absorbida 
en radioterapia o para realizar la dosimetría personal de 
los trabajadores expuestos, en el campo de la protección 
radiológica. En función de cuál sea su uso, pueden des-
tacarse las siguientes ventajas e inconvenientes:
● Ventajas:
● Detector sólido y pasivo, es decir, no requiere 
sistema electrónico incorporado para realizar la 
medida.
● Excelente resolución espacial en dos dimensiones. 
La posición de una partícula incidente queda fijada 
con una imprecisión de 10-3 mm. En el caso de su 
uso para la obtención de distribuciones de dosis per-
mite discernir altos gradientes de dosis absorbida.
● Simplicidad y bajo coste al proporcionar una señal 
directamente visible sin necesidad de electrónica 
asociada.
● Testimonio permanente de la dosis recibida, y por 
tanto posibilidad de registro permanente en un 
historial dosimétrico.
● Detector de partículas cargadas y fotones.
● Inconvenientes:
● Material inestable frente a las condiciones ambien-
tales (temperatura, humedad, radiación ambiental 
de fondo) que hacen que la película pueda sufrir 
FIGURA 4-11
a) Corte transversal de una película radiográfica. b) Curva sensitométrica o curva H&D de una película radiográfica.
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
46
una sensibilización extra, conduciendo a un enne-
grecimiento incontrolado durante el revelado y, 
por tanto, a un error por exceso en las medidas.
● Aunque laforma de la curva sensitométrica no 
varía con las condiciones de revelado, el valor de 
la DO para una dosis absorbida dada depen-
de fuertemente de la temperatura y del tiempo de 
revelado.
● Engorroso proceso de manipulación, revelado y 
calibrado.
● Elevado umbral de detección y saturación a altas 
dosis, lo que supone una mayor imprecisión de la 
dosis medida si se necesita trabajar en dicho rango.
● Falta de linealidad en la respuesta.
● La lectura de la dosis es indirecta, ya que se requie-
re un proceso de revelado.
● No puede reutilizarse.
● Pronunciada dependencia de la energía.
PELÍCULA RADIOCRÓMICA
La película radiocrómica es un nuevo tipo de película 
empleada principalmente para control de calidad en 
radioterapia (verificación de tratamientos de pacientes 
o control de la unidad de tratamiento), sustituyendo 
a la película radiográfica debido a la desaparición de 
estas y del sistema de revelado (conjunto de reveladora 
y líquidos).
La película más empleada es la GAFCHROMIC, que 
ofrece dos tipos: la EBT-2, empleada en el ámbito de la 
dosimetría en radioterapia, y la RTQA, para control de 
calidad del equipamiento. Aunque ambas son válidas 
para el mismo rango de dosis, sus respectivas propieda-
des son diferentes debido a que no están fabricadas de 
la misma manera.
La película EBT4 está constituida, al igual que la película 
radiográfica, por una sustrato de poliéster transparente, 
recubierto uniformemente con una capa activa que con-
tiene un polímero en forma de agujas que en el proceso 
de fabricación tienden a alinearse en la dirección en que 
se extiende dicha capa. Para proteger la capa activa de 
daños mecánicos se añade otra lámina de poliéster, pero 
de menor espesor que la del sustrato, adherida a la capa 
activa mediante una capa adhesiva que le proporciona 
una mayor resistencia a la penetración del agua y mejo-
ra sus propiedades mecánicas al cortarla, produciendo 
menos daños en los bordes. La figura 4-12A muestra 
una sección transversal. La película es de color amarillo 
debido a que se incorpora un tinte de este color en la 
capa activa, con el propósito de absorber la radiación 
UV, atenuando así su influencia sobre la capa sensible 
en un factor 10, y mejorando la tolerancia de la película 
a la exposición a la luz en general. El material sensible 
es un polímero sintético equivalente a tejido, que al ser 
sometido a la radiación ionizante se polimeriza en una 
determinada dirección y adquiere una coloración azul, ya 
que el polímero presenta un máximo de absorción para 
una longitud de onda de 636 nm (rojo). Sin embargo, 
para el ojo humano la película expuesta presenta un 
color verdoso debido a la presencia del colorante amari-
llo, como se observa en la figura 4-12B.
El polímero absorbe la luz y la transmisión de esta a 
través de la película, se puede medir con un escáner de 
color de sobremesa que permita escanear la imagen en 
RGB (Red Green Blue). Esto es necesario porque la mayor 
sensibilidad de la película a la radiación se encuentra 
en canal rojo, y por tanto es la imagen deseable para 
trabajar. Si bien esto es cierto para un rango de dosis de 
0,02-10 Gy, para dosis mayores este canal se satura, con 
lo cual, en caso de que sea necesario realizar medidas de 
dosis de hasta 30 Gy, se emplea el canal verde. El canal 
azul proporciona información sobre la uniformidad 
espacial de la película, y puede ser empleado para reali-
zar correcciones que tengan en cuenta las diferencias de 
espesor de la película empleada para dosimetría.
La curva característica o sensitométrica de una película 
radiocrómica es muy diferente a la de una radiográfica. Si 
bien en estas hay un tramo en el que existe una relación 
lineal entre el grado de ennegrecimiento y la dosis, en 
las películas radiocrómicas la relación entre el grado de 
ennegrecimiento, medido como el valor de gris o valor 
de píxel, y la dosis, no es lineal sino que se ajusta a una 
distribución gamma o polinómica, como se indica en 
la figura 4-12C.
Las ventajas más importantes sobre las películas radio-
crómicas son:
● No necesitan proceso de revelado y fijado, y por 
tanto se eliminan parámetros de difícil control. No 
obstante, el proceso de calibración y lectura sigue 
siendo relativamente complejo si se pretende obtener 
resultados cuantitativos fiables, aunque aumenta la 
fiabilidad como dosímetro relativo.
● Son más fáciles de utilizar, ya que pueden manipular-
se a la luz ambiente al no ser, en principio, sensibles 
a la luz.
● Presentan mejor respuesta con la energía.
Entre los inconvenientes que presentan cabe destacar:
● Su baja relación señal/ruido en comparación con la 
película radiográfica. Para compensarla se emplean 
filtros que mejoran la relación señal-ruido, pero que 
degradan la resolución espacial. También se realizan 
varias lecturas sucesivas de la imagen para obtener 
una imagen promedio. La película se escanea unas 
tres veces, pero debido a la luz UV a que se ve some-
tida en el proceso de lectura, se producen polimeri-
zaciones adicionales que dan lugar a desviaciones en 
el proceso de medida.
● Falta de uniformidad espacial. En el proceso de lectura 
de la película dentro del escáner, ésta dispersa algo de 
la luz incidente que tiende a acumularse en la parte 
4Actualmente, el modelo que se encuentra disponible comercialmente 
son las películas EBT-3, cuya diferencia con las EBT2 es que la capa 
activa (30 mm de espesor) se encuentra entre dos capas de poliéster 
del mismo espesor (125 mm) eliminándose la capa adhesiva.
CAPÍTULO 4
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central del escáner. El problema puede solventarse 
obteniendo un patrón de corrección espacial del escá-
ner para cada lote de películas, obtenido a partir del 
escaneo de una película irradiada en un haz uniforme.
3.6. Detectores de neutrones
Debido a que los neutrones carecen de carga eléctrica, no 
ionizan directamente la materia y tampoco son desvia-
dos por los campos eléctricos generados por los núcleos 
y los electrones. Esto hace que puedan atravesar un gran 
espesor de materia sin interaccionar con ella, y por tanto 
son indetectables para los detectores de tamaños norma-
les. La medida de neutrones se lleva a cabo mediante 
la detección de reacciones nucleares que dan lugar a la 
producción de partículas cargadas, tales como protones 
o partículas alfa. Por tanto, cualquier detector de neu-
trones se basa en un material en el cual se produzcan 
las reacciones nucleares de interés junto con alguno de 
los tipos de detectores que se han descrito previamente.
DETECTORES BASADOS EN LAS REACCIONES 
DE ACTIVACIÓN NEUTRÓNICA: 
10B (n, a) 7LI O 3HE (n, p) 3H
Esta reacción se basa en la construcción de un detec-
tor activo de neutrones lentos (energía < 0,1 MeV). El 
detector es un contador proporcional de trifluoruro de 
boro (BF
3
). El BF
3
 sirve como blanco para la conversión 
de los neutrones en partículas cargadas, en este caso 
partículas alfa, así como gas proporcional. Por tanto, 
al colisionar los neutrones con los núcleos de boro se 
emitirán partículas alfa que, a su vez, producirán corrien-
tes de ionización en el gas. Si se desea ampliar el rango 
energético de uso del detector, es decir, que permita 
detectar neutrones rápidos (energía > 0,1 MeV), este 
se rodea con un moderador con alto contenido en H, 
como el polietileno o la parafina. Este tipo de detectores 
se emplean como monitores de área, y de ahí que su 
geometría sea cilíndrica para que la respuesta del detector 
sea igual en todas las direcciones (respuesta isótropa). Se 
conocen con el nombre de detectores tipo Anderson-Braun 
(fig. 4-13A).
Puesto que la sección eficaz de la reacción 3He (n,p) es 
incluso mayor que la del boro, da lugar a que el 3He sea 
una alternativa atractiva para la detección de neutrones 
lentos, siendo además un gas noble aceptable como 
contador proporcional. Este tipo de detectoresse deno-
minan tipo Leake y consisten en un moderador esférico 
de polietileno con un detector de 3He localizado en su 
centro, que a su vez se encuentra rodeado por una lámina 
de cadmio. El empleo de esta lámina de Cd permite 
obtener una buena resolución energética con menor 
cantidad de moderador hidrogenado, reduciendo así 
sus dimensiones y peso (6,6 kg frente a los 10 kg de un 
Anderson-Braun) (fig. 4-13B).
4. DETECTORES EN EL ÁMBITO 
HOSPITALARIO
Hasta ahora se ha realizado una clasificación de los 
detectores basándose en su principio físico de funcio-
namiento, y se ha citado, en algunos casos, su posible 
FIGURA 4-12
A) Configuración de la película GAFCHROMIC® EBT2. b) 1: película radiocrómica no expuesta a radiación; 2: película irradiada (color verde azulado) 
para realizar la verificación de un tratamiento de cabeza y cuello. B) Curva de calibración para la cual los datos experimentales han sido ajustados 
a un polinomio de grado 3, según la relación D = a VP3 + b VP2 + c VP + d, donde D es la dosis absorbida y VP es el valor de píxel.
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
48
utilización. No obstante, hay que tener en cuenta que el 
fin para el que se desee emplear el detector impone las 
características que debe cumplir más estrictamente. Por 
este motivo, puede ser más adecuado realizar una clasi-
ficación en función de su uso en el ámbito hospitalario.
4.1. Sistemas de dosimetría en radioterapia
Se denominan sistemas de dosimetría en el haz de radia-
ción aquellos sistemas en los que el detector se encuentra 
en el interior de un haz de radiación bien definido y de 
gran tasa de fluencia. Estos son los sistemas utilizados 
en radioterapia para medir la dosis absorbida, y entre 
ellos cabe destacar:
● Cámaras de ionización cilíndricas y plano-paralelas 
empleadas en haces de fotones y electrones, respectiva-
mente, y cámaras de ionización tipo pozo empleadas 
en braquiterapia para la medida de la tasa de kerma de 
referencia en aire, en el seno de aire, o TKRA. En general, 
ofrecen una gran precisión y exactitud en la medida.
● Diodos (detectores construidos con materiales semi-
conductores) empleados para la dosimetría in vivo y 
para medidas de caracterización del haz de radiación 
producido por los aceleradores lineales.
● Película radiográfica y radiocrómica para medida de 
dosis y verificación de tratamientos de pacientes.
● Dosímetros de termoluminiscencia (TLD) para dosi-
metría in vivo y dosimetría del haz de radiación.
También es habitual emplear conjuntos de cámaras 
de ionización o diodos formando una matriz de 
detectores, conocidos con el término inglés de arrays. 
Estas matrices se emplean para el control de calidad de 
los aceleradores lineales, y algunas se plantean como 
método alternativo a las películas para la verificación 
de tratamientos en pacientes.
Los rangos usuales de medida de estos sistemas van del 
orden de cGy a decenas de Gy.
4.2. Monitores de radiación ambiental
Son aquellos detectores empleados en la vigilancia radio-
lógica de las áreas de trabajo, para evaluar, por ejemplo, 
los blindajes estructurales de salas colindantes a otras don-
de se trabaja con radiaciones ionizantes, o para estimar las 
dosis efectivas y las dosis equivalentes en los órganos de 
los individuos que trabajan con ellas. Se emplean también 
para medir los niveles de radiación alrededor de equipos 
de radioterapia y contenedores de fuentes, o para verificar 
que la fuente radiactiva de tratamiento no permanece en el 
interior del paciente al finalizar una sesión de tratamiento 
de braquiterapia. Deberían proporcionar las medidas en 
unidades de la magnitud equivalente de dosis ambiental, 
H*(d), o equivalente de dosis direccional, H‘(d,Ω). Sin 
embargo, todavía quedan muchos equipos en los que el 
resultado de la medida se expresa en unidades de exposi-
ción (Roentgen, R) o de kerma (Gy).
Los detectores para este fin, como los de la figura 4-14A y B, 
suelen ser cámaras de ionización o contadores Geiger, y 
suelen ir provistos de ventanas o planchas deslizantes para 
poder medir conjuntamente tanto radiación beta como 
gamma (ventana abierta), o sólo radiación gamma (ventana 
cerrada). Además, estos monitores poseen un dispositivo 
de alarma que produce una señal acústica o luminosa 
cuando el nivel de radiación excede un valor prefijado. Los 
detectores de neutrones descritos en el apartado 3.6, «De-
tectores de neutrones», también pueden incluirse en la 
categoría de monitores de radiación ambiental.
Para comprobar el correcto funcionamiento de estos 
instrumentos, suelen venir provistos de una fuente de 
verificación beta o gamma, para la que el detector debe 
ofrecer una lectura determinada si se sitúa la muestra en 
un punto señalizado del detector.
Este tipo de detectores se encuentran en todas las áreas 
de trabajo de un hospital donde se empleen radiaciones 
ionizantes, debido a cuestiones de protección radiológica 
de los trabajadores y del público. Los valores de tasa de 
equivalente de dosis ambiental medidos normalmente 
por los monitores están en el rango mSv/h-mSv/h.
4.3. Monitores de contaminación
Por contaminación radiactiva se entiende la presencia 
no deseada de sustancias radiactivas en una superficie o 
medio cualquiera, o incluso en una persona. Cuando se 
manejan fuentes radiactivas no encapsuladas es necesa-
rio disponer de instrumentos adecuados para detectar y 
medir posibles contaminaciones.
Los monitores de radiación se emplean para la vigilan-
cia de las superficies de trabajo, para la clasificación de 
elementos posiblemente contaminados como residuos 
radiactivos, y para la localización de fuentes. Su ámbito 
de uso son las instalaciones de medicina nuclear, ya que 
FIGURA 4-13
A) Detector de neutrones tipo Anderson-Braun (BF
3
 + moderador cilíndrico 
de 20 cm de diámetro y 47 cm de largo). B) Detector de neutrones tipo 
Leake (3He + moderador esférico de 20,8 cm de diámetro). Detectores 
de neutrones pertenecientes al CIEMTAT (Centro de Investigaciones 
Energéticas Medioambientales y Tecnológicas).
CAPÍTULO 4
Detección y medida de la radiación
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es donde habitualmente se utilizan fuentes no encapsu-
ladas. Sin embargo, también son útiles en braquiterapia 
para localizar pequeñas fuentes extraviadas o verificar la 
ausencia de restos de hilos de 192Ir.
Para la detección de contaminación suelen emplearse 
contadores proporcionales, G-M, de centelleo y de semi-
conductor. Pueden ser fijos, como los que se encuentran 
en la salida de las instalaciones radiactivas para verificar 
la ausencia de contaminación personal, que disponen de 
sondas para pies y manos, así como de una sonda móvil 
para verificar la ropa; o también pueden ser portátiles, para 
verificar las superficies de trabajo (fig. 4-14C y D).
Estos detectores miden en cuentas por unidad de tiempo, 
actividad (Bq), o cuentas por unidad de tiempo y super-
ficie, actividad por superficie (Bq/cm2).
4.4. Dosímetros personales
Se emplan para la vigilancia individual de los trabajado-
res expuestos a radiaciones ionizantes, y su finalidad es 
estimar las dosis efectivas y las equivalentes en órganos.
Los sistemas más utilizados son los dosímetros de termo-
luminiscencia (TLD) y los de película radiográfica, aun-
que también se emplean detectores de semiconductor o 
de ionización gaseosa para la construcción de dosíme-
tros digitales de lectura directa, que permiten en todo 
momento conocer la lectura instantánea de dosis y la 
tasa de dosis profunda o superficial.
Estos dosímetros de solapa están diseñados para medir 
dosis equivalentes personales profundas, H
p
(10), y super-
ficiales, H
p
(0,07), así como para discriminar la energía 
de la radiación incidente con la ayuda de los diferentes 
filtros. El rango, salvo exposiciones accidentales, debe 
ser de mSv/h-mSv/h.
5. RESUMEN
● Los detectores son el medio por el cual la radiación 
ionizantepuede ser percibida, y se caracterizan en 
función de su modo de operación, eficiencia, reso-
lución energética y resolución temporal (tiempo 
muerto).
● La clasificación de los detectores en función del fenó-
meno físico que se produce como consecuencia de 
la interacción de la radiación con el medio que lo 
compone:
● Ionización gaseosa (basado en la creación de pares 
ion-electrón):
– Cámaras de ionización (medida de dosis absor-
bida).
– Contadores proporcionales (monitores de 
radiación).
– Tubos Geiger-Müller (monitores de radiación).
● Centelleo: basados en el fenómeno de fluorescen-
cia (emisión de luz visible o UV como respuesta a 
la radiación). Se emplean como espectrómetros o 
monitores de contaminación superficial
FIGURA 4-14
En la parte superior se muestran monitores de radiación 
ambiental. A) Cámara de ionización. B) Contador 
Geiger-Müller. En la parte inferior se muestran monitores 
de contaminación. C) Contador de manos y pies ubicado 
en la salida de la gammateca de un servicio de medicina 
nuclear para la detección de contaminación personal. 
D) Monitor de contaminación superficial Berthold LB 124.
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
50
● Semiconductor: basados en la creación de un elec-
trón-hueco. Pueden emplearse como dosímetros y 
como espectrómetros.
● Películas radiográfica (basada en la transformación 
de plata a plata metálica tras el proceso de revela-
do) y radiocrómica (basada en la polimerización 
del material sensible): se emplean para dosimetría 
personal y del haz de radiación.
● Termoluminiscencia (TLD) y luminiscencia esti-
mulada ópticamente: basados, respectivamente, 
en la emisión de fotones cuando son estimulados 
por calor u ópticamente (mediante láser). Los TLD 
se emplean para dosimetría personal.
● Detectores de neutrones: basados en reacciones de 
activación neutrónica. Se emplean para dosimetría 
de área.
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and student. Viena: IAEA; 2005. p. 101-20. 
ÍNDICE DE CAPÍTULOS
 5. Equipos de simulación 52
 6. Equipos de tratamiento en teleterapia 61
 7. Equipos de control de posicionamiento guiado por imagen en radioterapia 81
 8. Informática y comunicaciones 112
 PARTE 2
Equipamiento 
radioterápico
52
CAPÍTULO
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
Equipos de simulación
Pablo Castro Tejero, Patricia Sánchez Rubio y Julia Garayoa Roca
1. INTRODUCCIÓN
La simulación es una etapa de las más complejas dentro 
de la actividad radioterápica. Puede decirse que el tipo 
de simulación empleado condiciona el resto del proceso 
radioterápico, e incluso es difícil acotar los trabajos que 
comprende. Existen diversos tipos de simulación en fun-
ción del equipamiento y de las imágenes que se vaya a 
adquirir. Las modalidades más extendidas en uso pueden 
reducirse a dos: simulación convencional, que se basa en 
un examen clínico simple a partir de la adquisición de 
imágenes planas de rayos X, y simulación TC, que implica 
el uso de un equipamiento más complejo y se basa en 
imágenes tridimensionales generadas por un equipo de 
tomografía computarizada (TC).
2. OBJETIVOS
El concepto y objetivos de la simulación son tratados 
en los capítulos 9 y 12. De manera breve puede decirse 
que, en un principio, la simulación se desarrolló, entre 
otras cosas, con la finalidad de verificar el tratamiento, 
de manera que se asegurara que los haces estaban correc-
tamente elegidos y dirigidos al volumen blanco. En la 
actualidad, la simulación tiene un papel más amplio en 
el proceso radioterápico, y sus objetivos son tres:
1. La definición del volumen tumoral (posición, tama-
ño y situación respecto a otros órganos).
2. La adquisición de los datos geométricos del paciente 
(imágenes) con las características absorbentes preci-
sas (densidades y composición de los tejidos) para 
poder realizar el cálculo dosimétrico.
3. Proporcionar referencias informativas (tatuajes, 
marcas) de la posición del paciente que permitan 
su colocación en el momento del tratamiento con 
perfecta reproducibilidad respecto al momento en 
que fueron adquiridos en la simulación.
Durante esta fase del tratamiento radioterápico, también 
hay que definir la posición y condiciones de estabilidad 
e inmovilización del paciente. Esto supone la definición 
de un sistema de coordenadas que relacione la geometría 
del paciente a la del equipo de imagen (simulador) y al 
sistema de coordenadas del equipo de tratamiento. Para 
ello se utilizan dispositivos inmovilizadores apropiados 
que son fijados generalmente al tablero de la mesa del 
equipo simulador y al de la mesa del equipo de trata-
miento. Este será el tema de estudio del capítulo 13.
La definición del volumen de tratamiento (tamaño, for-
ma y ubicación anatómica) requiere ser realizada con 
extrema precisión. Para ello puede requerirse la reali-
zación de estudios adicionales de imagen que propor-
cionen mayores datos al respecto. Estos estudios adicio-
nales de imagen son estudios de resonancia magnética, 
tomografía por emisión de positrones o angiografías. 
Estos equipos raramente se encuentran en el mismo 
departamento de radioterapia y para solicitarlos se debe 
de recurrir a los servicios proveedores de estos estudios 
(radiología y medicina nuclear).
Dada la necesidad de que estos estudios cumplan deter-
minados requisitos para poder ser utilizados en radiote-
rapia, estos equipos y estudios deben estar supervisados 
por el Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. 
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ÍNDICE
1. Introducción 52
2. Objetivos 52
3. Simulador convencional 53
3.1. Principios de funcionamiento 53
4. Simulador TC 54
4.1. Principios de funcionamiento 
de un equipo de TC 54
4.2. Simulador virtual 59
5. Resumen 60
Bibliografía 60
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El papel de estas modalidades de imagen se estudia en 
el capítulo 14.
Los equipos de simulación más utilizados son: los simu-
ladores convencionales y los simuladores TC. Ambos 
sistemas están basados en un equipo de RX, específica-
mente diseñado para uno u otro uso y que básicamente 
está constituido por un generador y un tubo de RX:
● Generador de alto voltaje: suministra la potencia al 
tubo de rayos X.
● Tubo de rayos X: consiste en un tubo en el que se ha 
hecho el vacío, que alberga dos electrodos (ánodo 
y cátodo) que son acelerados por un alto voltaje. El 
impacto de los electrones sobre el ánodo, por efecto 
del fenómeno de frenado (Bremsstrahlung), genera 
rayos X (v. caps. 2 y 7). La radiación X emitida tiene 
carácter pulsado, es decir, el haz se enciende y apaga 
a intervalos fijos de unos pocos milisegundos. Para 
disipar al calor generado por el impacto de los elec-
trones sobre el ánodo, el tubo posee un complejo 
sistema de refrigeración. El kilovoltaje empleado se 
encuentra en el rango de 50-140 kV pico.
3. SIMULADOR CONVENCIONAL
3.1. Principios de funcionamiento
Estos tipos de simuladores están en franco desuso, al 
estar siendo sustituidos por los simuladores TC que 
proporcionan una mayor información, aparte de que 
generalmente no pueden simular los colimadores mul-
tiláminas de los aceleradores modernos.
El simuladorconvencional consta de un equipo de RX 
de calidad diagnóstica, con una estructura que permite 
realizar idénticos movimientos y seleccionar tamaños 
de campo iguales a que los que puede hacer o conseguir 
cualquier máquina de teleterapia de megavoltaje isocén-
trica, sea esta una unidad de 60Co o un acelerador lineal 
de electrones.
En un simulador convencional se puede trabajar de dos 
formas:
● Modo radiográfico: se obtiene una imagen estática 
producida por disparos de RX del orden de milisegun-
dos, que se recoge en una placa radiográfica. Cons-
tituye la proyección de una región anatómica, que 
impresa en una placa radiográfica, permite estudiar 
y delinear el campo de tratamiento.
● Modo fluoroscópico: se explora la anatomía del 
paciente mediante RX, estudiando la zona de tra-
tamiento más adecuada y la forma de abordarlo. 
El disparo de RX se produce de manera continuada 
durante varios segundos mientras se mueve el tubo 
de RX, recorriendo el paciente y permitiendo observar 
las imágenes mediante un tubo intensificador y un 
monitor de TV.
En los equipos más modernos, tanto la placa como el 
intensificador del modo fluoroscópico son sustituidos 
por un detector de silicio amorfo (aSi) que permite tra-
bajar en ambos modos.
COMPONENTES DE UN SIMULADOR 
CONVENCIONAL
El simulador convencional (fig. 5-1) adicionalmente al 
equipo de RX convencional, debe contar con:
● Brazo o gantry: es una estructura que puede girar alre-
dedor del paciente. En su extremo se sitúa el cabezal 
que contiene el tubo emisor de rayos X y el sistema 
de colimación.
FIGURA 5-1
Componentes principales de un simulador convencional.
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
54
● Colimador: está incluido en el cabezal. Esta en un 
bloque sujeto al gantry que puede trasladarse longi-
tudinalmente (dirección cabeza-pies), permitiendo 
explorar al paciente en esta dirección. Este bloque 
también puede trasladarse en sentido vertical (arriba-
abajo), alejándose/acercándose al isocentro, de forma 
que puede reproducir el radio de giro de la fuente 
de radiación de cualquier máquina de tratamiento. 
Adicionalmente el bloque puede rotar, permitiendo 
de esta manera que rote el colimador y por tanto los 
campos simuladores de los haces.
 Existen dos sistemas de colimación, uno que deli-
mita la amplitud del paciente que se quiere abarcar y 
visualizar con los RX, y otro virtual, formado por unas 
láminas o hilos metálicos radio-opacos, cuya función 
es la de simular lo que pretendemos sea el haz de 
tratamiento, lo cual es mostrado por la superposi-
ción de los hilos metálicos sobre la imagen amplia 
abarcada por el colimador real de los RX (fig. 5-2). 
Estos colimadores solo permiten configurar campos 
cuadrados o rectangulares.
● Telémetro: su función es proyectar una escala métrica 
que puede visualizarse sobre la piel del paciente. Pro-
porciona la distancia entre la fuente o foco de rayos X 
y la superficie del paciente, que debe ser la misma que 
la de la máquina de tratamiento que se vaya a utilizar.
● Soporte para bandejas: permite colocar bandejas 
de material plástico transparente, donde se pueden 
colocar los moldes de protección del tejido sano que 
configura el haz de radiación a la forma deseada para 
el tratamiento, tal como se tiene que hacer en máqui-
nas de tratamiento que no dispongan de colimadores 
multiláminas.
● Mesa de simulación: es el lugar sobre el que se coloca 
el paciente. Debe tener las mismas características que la 
de tratamiento: plana y de material radiotransparente. 
Permite realizar desplazamientos en las tres direcciones 
espaciales, así como giros sobre el isocentro.
● Láseres de centrado: en número de tres. Los láseres 
se colocan perpendiculares entre si, de tal forma que 
las luces proyectadas configuran un sistema ortogonal 
de coordenadas, cuyo origen se hace coincidir con 
el isocentro mecánico de la máquina o punto del 
espacio, sobre el que giran el brazo, el colimador y la 
mesa. Sirven como ayuda para posicionar y alinear 
correctamente al paciente.
● Monitor de tratamiento: permite visualizar los pará-
metros de la simulación de cada componente: giro de 
brazo y del colimador, tamaño de campo y posición 
de la mesa.
● Telemando: mando de control de la máquina a distan-
cia por cable que permite manipular todos los movi-
mientos motorizados del simulador, tanto del gantry, 
como del colimador y de la mesa de simulación.
● Intensificador de imagen: detector empleado en 
la técnica fluoroscópica. Puede desplazarse longitu-
dinalmente, alejándose o acercándose al isocentro 
para obtener mayor o menor campo de visión, para 
variar la amplificación de la imagen. También puede 
moverse lateralmente para realizar la exploración 
anátomo-radiológica del paciente. Está acoplado 
mediante un sistema óptico a una cámara que, a su 
vez, está conectada a un monitor de TV.
● Bandeja portachasis: en ella se introduce el chasis 
que contiene la película radiográfica par el funciona-
miento en modo radiográfico. Dispone de soporte 
para una rejilla antidifusora, que elimina la radiación 
dispersa antes de que llegue a la placa radiográfica.
4. SIMULADOR TC
Este tipo de simuladores son los más utilizados.
Un simulador TC está formado fundamentalmente por:
● Equipo de TC: permite la adquisición de datos tridi-
mensionales (3D) del paciente.
● Programa informático: proporciona una represen-
tación virtual en 3D de las capacidades geométricas 
de una máquina de tratamiento, razón por la que co-
múnmente se denomina a este tipo de simulador como 
simulador virtual.
4.1. Principios de funcionamiento 
de un equipo de TC
El concepto básico de funcionamiento de la tomografía 
computarizada por RX, es que la estructura interna de 
un objeto puede ser reconstruida a partir de múltiples 
proyecciones de dicho objeto. En el caso de un escáner 
FIGURA 5-2
Placa radiográfica de simulación en la que puede observarse la proyección 
del hilo metálico que simula la colimación del campo de tratamiento. El 
colimador primario de simulación delimita la zona del campo de rayos X.
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TC, un estrecho haz de rayos X atraviesa al paciente en 
una dirección determinada, siendo atenuado en mayor o 
menor medida en función de la composición (densidad 
y número atómico) de las estructuras que se encuentra en 
dicha dirección. En el lado opuesto al tubo generador del 
haz de rayos X, un detector de radiación recoge la señal 
transmitida a través del paciente. Ambos dispositivos, tubo 
de rayos X y detector, giran sincronizadamente alrededor 
del paciente1 de manera que es posible realizar medidas de 
transmisión desde diferentes orientaciones, produciendo 
señales que dependerán de los tejidos atravesados en cada 
proyección. Tras una vuelta completa sobre el paciente 
(360°), las señales son almacenadas por potentes compu-
tadoras que, mediante complejos algoritmos matemáticos, 
procesan la información y la reconstruyen en forma de una 
imagen que representa un corte transversal del paciente.
La obtención de un conjunto de imágenes transversales 
que incluya la región que se quiere explorar puede con-
seguirse mediante el desplazamiento de la mesa donde 
reposa el paciente. Actualmente existen dos tecnologías 
y posibilidades de trabajo:
● Modo secuencial: la adquisición de la información 
de una vuelta o información de un corte se realiza 
con la mesa estática. Tras completar la vuelta, el tubo 
deja de irradiar y la mesa se traslada unos milímetros, 
donde vuelve a repetirse el proceso de adquisición. 
Así se repite el proceso hasta haber abarcado la zona 
anatómica deseada (fig. 5-3).
● Modo helicoidal: la rotación de tubo y detector 
alrededor del paciente se hace simultáneamente con 
el desplazamiento continuo de la mesa, en todo 
momento con emisión de radiación (fig. 5-4). El 
tiempo de exploración se reduce significativamente2.
 Tanto en un modo como en otro,el software de 
reconstrucción permite visualizar las imágenes en 
cualquier orientación: axial, sagital o coronal.
El haz empleado en un equipo de TC tiene forma de 
abanico en el plano axial de la imagen (fig. 5-5A) y estre-
cho en dirección cráneo-caudal (fig. 5-5B).
COMPONENTES DE UN EQUIPO DE TC
Un equipo de TC (fig. 5-6) está formado fundamental-
mente por:
● Consola de control: en general dispone de dos 
funciones. Una que permite el manejo del equipo 
(selección de parámetros técnicos) y otra que permite 
el posprocesado, la visualización y la manipulación 
de las imágenes.
● Ordenador de reconstrucción: tiene una gran capa-
cidad computacional y lleva a cabo la reconstrucción 
de las imágenes.
● Mesa de simulación: consiste en un tablero plano, 
donde se coloca al paciente. Está hecha de un mate-
rial de baja absorción (usualmente fibra de carbono) 
para no interferir en la transmisión de los rayos X y 
evitar artefactos en las imágenes. Puede realizar des-
plazamientos verticales y longitudinales.
FIGURA 5-3
Geometría de adquisición para el modo secuencial.
FIGURA 5-4
Geometría de adquisición para el modo helicoidal.
1Se hace mención a lo largo del capítulo al denominado TC de ter-
cera generación, por ser el más ampliamente utilizado. Existen 
otras generaciones que, bien por quedar su diseño obsoleto (1ª 
y 2ª generaciones), bien por tener un diseño muy costoso (4ª ge-
neración), han tenido mucho menor impacto comercial y clínico.
2Actualmente, el tiempo mínimo de rotación se sitúa en torno a 0,5 s 
e incluso menos, de modo que la adquisición completa se realiza 
en cuestión de pocos segundos.
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
56
● Gantry o estativo: soporte de forma circular (de 
donut) con una apertura en el centro, de un tamaño 
de alrededor de 80 cm o superior que permite el paso 
del paciente y de los dispositivos de posicionamiento 
que suelen ser de mayor tamaño que el propio diáme-
tro del paciente. En su interior se encuentran diversos 
componentes, unos que permanecen fijos y otros 
que rotan alrededor del punto central de la apertura. 
Los componentes más importantes dentro del gantry 
(fig. 5-7), además del tubo de RX previamente des-
crito, son:
● Filtro de forma y filtro plano: son placas de 
material absorbente, que colocadas a la salida del 
haz de RX, sirven para eliminar fotones de baja 
energía y contribuir a hacer monoenergético el 
espectro. Además, al eliminar la componente de 
baja energía, el paciente recibirá menos dosis y 
el ruido generado sobre el detector será menor. 
El filtro plano suele ser de cobre o aluminio. El 
filtro de forma tiene un objetivo adicional, que 
es el de adaptar la intensidad del haz de rayos X 
a los espesores atravesados sobre el paciente, que 
generalmente pueden aproximarse a una sección 
ovalada.
● Colimador: sirve para asegurar una buena calidad 
de imagen y para reducir la dosis al paciente. Exis-
ten dos tipos de colimación:
– Prepaciente: colimador situado entre la fuen-
te de rayos X y el paciente. Está formado por 
aperturas seleccionables de diferente tamaño 
que restringen el flujo de rayos X en la direc-
ción cráneo-caudal y, por tanto, determinan la 
extensión de paciente irradiado.
– Pospaciente: colimador situado entre el pacien-
te y el detector. Al igual que la colimación pre-
paciente, restringe el haz de rayos X en dirección 
cráneo-caudal, pero con el objetivo de aprove-
char sólo la parte útil del haz que llega a los 
detectores. Determina el espesor de corte de la 
imagen.
● Detectores: los equipos más modernos cuentan 
con decenas de miles de detectores de estado sóli-
do ordenados en matrices. Estas matrices están 
formadas por varias filas de detectores, de ahí 
que este tipo de equipos reciba el nombre de TC 
multicorte (fig. 5-8), a diferencia de los primeros 
equipos que poseían sólo una fila, denomina-
dos TC monocorte. Los detectores están formados 
FIGURA 5-5
Geometría del haz en un equipo de TC. 
A) Haz en abanico desde una vista frontal 
(plano de imagen). B) Haz estrecho desde 
una vista lateral (dirección cráneo-caudal).
FIGURA 5-6
Componentes principales de un equipo de TC.
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por un material semiconductor que convierte la 
radiación X incidente en luz visible, y están aco-
plados a un cristal de centelleo, constituido por 
fotodiodos, que se encargan de convertir, a su 
vez, la luz emitida por el semiconductor en señal 
eléctrica. Este diseño hace que la eficiencia de 
detección (la cantidad de radiación incidente que 
se convierte en señal eléctrica) sea muy elevada. 
Habitualmente los detectores están separados 
entre sí por pequeños tabiques (septos) de mate-
riales muy densos que absorben gran parte de la 
radiación dispersa y, así, mejoran el contraste en 
la imagen.
● Anillo deslizante: es un dispositivo electromecáni-
co formado por un anillo rotatorio con escobillas y 
un anillo liso estacionario, ambos con superficies 
con buenas propiedades para la conducción de 
electricidad. Al girar el anillo rotatorio, las escobi-
llas barren la superficie del anillo fijo y transmiten 
la señal. Con esta tecnología no son necesarios 
cables eléctricos y es posible la rotación del cabe-
zal sin interrupción. En un equipo de TC existen 
varios anillos con diferentes propósitos: recibir 
las órdenes de la consola de control, transmitir 
la señal recogida por los detectores y suministrar 
FIGURA 5-8
Esquema de la matriz de detectores, focalizada con la fuente de rayos X, 
de un equipo de TC multicorte de cuatro cortes.
FIGURA 5-7
Diagrama esquemático del gantry de un equipo de TC con sus componentes principales. A) Vista frontal. B) Vista lateral.
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
58
la corriente para el funcionamiento de cada com-
ponente.
● Sistema de láseres: en general existen dos con-
juntos de láseres, uno de ellos dentro de la aper-
tura del gantry y que identifica el plano real de la 
imagen, y otro en la parte externa del gantry a una 
distancia conocida del primer conjunto, y que está 
formado por varios láseres que intersecan en un 
punto del eje de rotación de la TC.
RECONSTRUCCIÓN DE LA IMAGEN
Las proyecciones tomadas por los detectores a lo largo 
de los sucesivos giros, se almacenan en el ordenador de 
reconstrucción. Estas proyecciones son procesadas por 
un algoritmo matemático de reconstrucción de imagen.
La imagen reconstruida de cada corte está formada por 
un conjunto de pequeñas celdas, denominadas píxeles 
(del inglés picture element), dispuestas en filas y columnas 
formando una matriz cuadrada (fig. 5-9). El tamaño 
típico de la matriz TC es de 512 × 512, esto es, 512 píxe-
les de ancho y 512 píxeles de largo (lo que totaliza 
262.144 píxeles por imagen). El diámetro de recons-
trucción o campo de visión (FOV, del inglés Field of View) 
es seleccionado por el usuario y define la longitud del 
lado del cuadrado que ocupará la matriz de píxeles. La 
relación entre los mencionados parámetros es:
=
tamañopíxel(mm/píxel)
diámetro FOV(mm)/tamañomatriz(píxeles)
Si seleccionamos un FOV pequeño, por ejemplo de 
200 mm, sobre una matriz típica de 512 píxeles, obten-
dremos un tamaño de píxel de 0,391 mm. Con un FOV 
mayor, por ejemplo de 450 mm, resulta un tamaño de 
píxel de 0,879 mm. Así, con FOV menores tendremos 
tamaños de píxel menores, y por tanto mejor resolu-
ción espacial o grado de detalle, lo que permitirá visua-
lizar mejor estructuras pequeñas. Los FOV pequeños se 
emplean típicamente en estudios de la cabeza en los 
que las estructuras que forman el sistema óptico son de 
tamaño muy reducido, mientras que los FOV más gran-
des se emplean en regiones como la pelvis o el abdomen.
Si consideramos el espesor de corte de la imagen, las 
celdas pasan a ser bloques cúbicos denominados vó-
xeles (del inglés volume element) (v. fig. 5-9). Un 
vóxel, por tanto, define un volumen determinado por 
el tamaño de píxely el espesor de la imagen: tama-
ño vóxel (mm3) = tamaño píxel (mm2) × espesor de 
corte (mm).
Cada vóxel lleva asociado una información asignada 
por el algoritmo de reconstrucción. Esta información 
numérica se denomina número TC o unidad Hounsfield 
(UH), que está directamente relacionado con el grado de 
atenuación que sufren los rayos X al atravesar el tejido 
contenido en el vóxel. Dicha magnitud es el denominado 
coeficiente de atenuación lineal, m, y su relación con la 
unidad Hounsfield es:
= × µ − µ µUH 1.000 ( )/tejido agua agua
Esta expresión define una escala donde el valor de refe-
rencia es el agua, que se corresponde con un valor de 
UH de 0. Cada píxel va a estar representado en la imagen 
por un nivel de gris, relacionado con un valor de UH. 
Un valor de máxima atenuación, por ejemplo un mate-
rial muy denso como el hueso compacto o un metal, 
se corresponderá con un valor de aproximadamente 
+1.000 y se verá en la imagen de color blanco. Un valor 
de mínima atenuación, correspondiente a un material 
muy poco denso como el aire, tendrá un valor de UH 
de aproximadamente −1.000 y será visualizado en la 
imagen de color negro.
Para que el sistema de imagen de TC trabaje con pre-
cisión, es necesario que la respuesta de los detectores 
esté siempre calibrada de manera que un valor de UH 
cercano a 0 se corresponda con la densidad del agua, y 
los números TC de los diferentes tejidos permanezcan 
constantes. Esto es más importante si cabe en un equipo 
de TC dedicado a radioterapia, donde el conocimiento 
de la densidad de los tejidos repercute directamente en 
el cálculo de la dosis3.
FIGURA 5-9
Imagen de TC formada por una matriz cuadrada de pequeñas celdas, 
denominadas píxeles, dispuestas en filas y columnas. Si se considera el 
espesor de corte, las celdas pasan a ser volúmenes denominados vóxeles.
3La densidad del material es la magnitud que utiliza el sistema de 
planificación para determinar la interacción de la radiación con 
la materia. La relación entre la UH y la densidad de los tejidos se 
establece a partir de medidas realizadas con un maniquí en cuyo 
interior hay insertos de diferentes materiales de densidad conocida. 
A partir de la imagen TC del maniquí es posible correlacionar el 
valor de UH, medido en la imagen, con la densidad conocida de 
cada material.
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ADAPTACIÓN DE UN EQUIPO 
DE TC A RADIOTERAPIA
Cuando no existe un equipo de TC especialmente dedi-
cado a simulación en radioterapia, es necesario adaptar 
uno convencional de diagnóstico a este propósito. La 
adaptación requiere que se modifiquen una serie de 
características en estos equipos:
● Mesa o tablero plano, para intentar que la posición del 
paciente sea idéntica a la que tenga en el momento 
del tratamiento, ya que los tableros de las mesas de 
tratamiento son planos.
● Sistema de láseres externo que permitan posicionar, ali-
near y marcar al paciente. Los láseres internos pueden 
utilizarse para este propósito, pero por la dificultad 
de su uso, debido al reducido espacio existente en la 
apertura del gantry cuando el paciente está dentro, 
es deseable contar con este conjunto de láseres adi-
cional. Suelen ir enclavados en las paredes de la sala 
o en estativos fijados al suelo. En la mayoría de los 
casos, el láser sagital es móvil y permite la marcación 
del paciente desplazado de su línea media (útil para 
la adquisición de lesiones periféricas, localizadas, por 
ejemplo en brazos o piernas).
4.2. Simulador virtual
Se trata de un programa informático que ofrece una 
representación virtual 3D de la máquina de tratamiento 
con capacidad para reproducir todos sus movimientos, y 
puede trabajar simultáneamente con las imágenes TC del 
paciente. Proporciona una serie de potentes herramientas 
de visualización y manejo de imágenes, así como de 
utilidades para llevar a cabo el diseño del tratamiento. 
Entre ellas destacan (fig. 5-10):
● Vista del ojo del haz (BEV, del inglés Beam’s Eye 
View): representación gráfica en 3D de los volúmenes 
tal como serían vistos por un observador colocado 
en la fuente de irradiación mirando hacia el isocen-
tro. Viene a emular la fluoroscopia del simulador 
convencional.
● Conformación del haz: permite definir la protección 
de los órganos de riesgo o tejido sano, mediante su 
adaptación a la forma del volumen de tratamiento.
● Visualización 3D: muestra una perspectiva en 3D de 
los haces, los volúmenes blanco, los órganos de riesgo 
y la superficie del paciente, desde un punto arbitrario.
● Radiografía reconstruida digitalmente (DRR, del 
inglés Digital Reconstructed Radiograph): a partir de 
los datos TC puede reconstruirse una proyección 
radiográfica que iría desde el foco hasta un plano 
virtual donde se situaría la película. Sus utilidades 
son las mismas que las de la placa radiográfica en el 
simulador convencional.
Además, el simulador virtual permite visualizar el iso-
centro y sus coordenadas, así como las marcas radioo-
pacas de referencia en el TC (fig. 5-11), lo que facilita 
FIGURA 5-10
Herramientas de visualización del simulador virtual para 
un tratamiento craneal. A) Vista del ojo del haz. B) Vista 
del ojo del haz incluyendo la conformación o protección 
al tejido sano. C) Visualización 3D de la geometría de 
tratamiento. D) Radiografía reconstruida digitalmente.
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
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el desplazamiento a realizar desde dicha referencia al 
isocentro de tratamiento.
5. RESUMEN
El simulador es un componente muy importante dentro 
del equipamiento empleado en radioterapia. En con-
creto, la etapa de la simulación tendrá influencia sobre 
la práctica totalidad del proceso radioterápico. Dentro 
de los equipos existentes para llevar a cabo la simulación 
pueden distinguirse dos grandes grupos:
● Simulador convencional: máquina que imita los 
movimientos de la unidad de tratamiento. Puede 
adquirir imágenes anatómicas de RX del paciente en 
un instante dado y en tiempo real. Estas proyecciones 
bidimensionales permiten localizar la lesión y los 
órganos de riesgo, y a continuación, decidir el mejor 
diseño para el tratamiento.
● Simulador TC: formado por un equipo de TC adap-
tado (mesa plana, diámetro de gantry ampliado y 
sistema de láseres externo) capaz de reconstruir imá-
genes volumétricas del interior del paciente, y por un 
simulador virtual que es un programa informático 
para reproducir los movimientos de la máquina de 
tratamiento y a la vez trabajar con las imágenes TC 
del paciente. Estas imágenes 3D servirán para definir 
con gran precisión la lesión y los órganos de riesgo, 
y llevar a cabo un diseño óptimo del tratamiento.
Hoy por hoy, las imágenes del simulador TC presentan 
grandes ventajas en comparación con las proporcionadas 
por el simulador convencional, razón por la que este está 
siendo dejado fuera de uso.
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Khan FM. The physics of radiation therapy. 4th ed. Baltimore: Lippin-
cott Williams & Wilkins; 2010. 
Podgorsak EB, ed. Radiation oncology physics: a handbook for teachers 
and students. Vienna: IAEA; 2005. 
FIGURA 5-11
Corte transversal de un estudio TC de simulación en el cual pueden 
observarse el isocentro del campo, en amarillo, y el punto donde se cortan 
las marcas radioopacas (en este caso, los tres perdigones), en verde.
61
CAPÍTULO
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
Equipos de tratamiento 
en teleterapia
Jaime Martínez Ortega, RuthRodríguez Romero y Pablo Castro Tejero
6
ÍNDICE
1. Introducción 61
2. Teleterapia 61
2.1. Objetivos de las máquinas de tratamiento 
en teleterapia 61
2.2. Evolución histórica 61
2.3. Equipos de terapia superficial 62
2.4. Unidades de cobalto-60 66
2.5. Aceleradores lineales de electrones 70
2.6. Aceleradores circulares de partículas 79
3. Resumen 80
Bibliografía 80
1. INTRODUCCIÓN
En este capítulo se describen los equipos de tratamiento 
más utilizados en radioterapia. Algunos, como las unida-
des de cobalto-60, van desapareciendo, pero su uso aún se 
mantiene en algunos centros hospitalarios, por lo que pue-
den ser de interés para los futuros técnicos especialistas.
2. TELETERAPIA
2.1. Objetivos de las máquinas 
de tratamiento en teleterapia
Se denomina teleterapia a la técnica radioterápica en la 
que la radiación ionizante procede de una fuente externa 
al paciente. El objetivo principal es administrar una dosis 
terapéutica al volumen prescrito, minimizando en todo 
lo posible las dosis a los órganos de riesgo.
Las unidades de tratamiento de teleterapia deben cum-
plir varios requisitos:
● Precisión geométrica: fundamental para garantizar 
que no se van a irradiar zonas que no están previs-
tas en la planificación dosimétrica realizada por el 
servicio de radiofísica.
● Precisión dosimétrica: tiene que garantizarse que la 
dosis impartida por la unidad mantenga una cons-
tancia dentro de unas tolerancias admisibles, pues no 
sería asumible que presentara variaciones excesivas a 
lo largo del tratamiento.
Como se verá más adelante, estos dos puntos deben man-
tenerse durante toda la vida útil de la unidad, y garantizar 
su constancia es la razón del Control de Calidad.
2.2. Evolución histórica
La radioterapia es un ejemplo de cómo los avances de la 
Física producidos a lo largo del siglo XX se han aplicado 
rápidamente a distintas disciplinas, como la Medicina. 
No podría entenderse la Medicina moderna sin conocer 
los grandes avances científicos y tecnológicos producidos 
en el siglo XX.
El nacimiento de la radioterapia, así como de la radio-
logía y de la medicina nuclear, viene marcado por dos 
hitos fundamentales en la historia de la Física: el des-
cubrimiento de los rayos X y el descubrimiento de la 
radiactividad.
En 1895, el físico alemán Röntgen descubre un tipo 
de radiación hasta entonces desconocida, por lo que le 
dio el nombre de «rayos X». La radiación se producía 
en tubos de vacío con un par de electrodos sometidos 
a alto voltaje. Este nuevo tipo de radiación era capaz 
de impresionar una emulsión fotográfica, pero no era 
visible por el ojo humano. Fotografió de esta manera 
diversos objetos, y comprobó que esos rayos eran muy 
penetrantes, pues podía apreciarse que atravesaban la 
madera y muchos metales menos densos que el plomo. 
Un día decidió fotografiar la mano de su esposa Berta, 
realizando así la primera radiografía de la historia. El 
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
62
descubrimiento de los rayos X le hizo merecedor del 
Premio Nobel de Física en 1901.
El descubrimiento de la radiactividad se debe al físico 
francés Becquerel, que comprobó que unas sales de 
uranio eran capaces de velar una emulsión fotográfica 
en ausencia de luz visible. En 1903 recibió el Premio 
Nobel de Física por su descubrimiento, compartido 
con los también físicos franceses Pierre y Marie Curie, 
estos últimos descubridores del polonio y del radio 
en 1898.
Muy pronto se descubrió la capacidad de las radiaciones 
ionizantes para destruir tejidos tumorales. Los primeros 
tratamientos con rayos X datan de la década de 1900, y 
fue el médico Salvador Celedonio Calatayud Costa quien 
introdujo en 1906 su uso terapéutico en España.
En 1937 se utiliza el primer acelerador lineal de elec-
trones que empleaba megavoltaje en el Saint Bartholo-
mew’s Hospital de Londres. Este acelerador conseguía 
una energía de 1 MV1 y tenía un tubo de rayos X de unos 
9 metros de longitud.
En los años posteriores y durante la Segunda Guerra 
Mundial (1939-1945), con el desarrollo del radar, se 
lograron importantes avances técnicos en la tecnología 
de microondas, lo que dio lugar al desarrollo de gene-
radores de microondas como el magnetrón y amplifica-
dores de potencia como el klistrón (klystron), que han 
desempeñado y siguen teniendo un papel clave en los 
aceleradores lineales modernos.
En la década de 1950 comienzan a instalarse acelerado-
res lineales de electrones con energías cada vez mayores, 
llegando a alcanzarse los 8 MV. También en estos años 
surgen los primeros aceleradores de protones.
Paralelamente, entre 1950 y 1970, se extiende el uso de 
la emisión gamma del cobalto-60 y se configuran las que 
se denominaron unidades de cobalto-60, máquinas con 
capacidad de rotar para dirigir los haces de radiación en 
cualquier dirección dentro de un mismo plano, utiliza-
das para los tratamientos de teleterapia. En el mismo 
período de tiempo, también empezaron a utilizarse los 
betatrones. Su funcionamiento se basaba en la acelera-
ción de electrones, a los que se hacía describir órbitas 
circulares mediante un campo magnético. De este modo 
podían conseguirse energías de 13-45 MeV. Su uso se fue 
abandonando progresivamente debido a la baja tasa de 
dosis que se obtenía, lo que hacía que los tratamientos 
fueran de muy larga duración.
En aquella época, los aceleradores tenían grandes dimen-
siones, algo que no podían permitirse todos los centros, 
y a diferencia de la unidad de cobalto-60, la fuente de 
radiación permanecía en una posición fija y había que 
mover al paciente durante el tratamiento.
En los años 1970, gracias a la miniaturización de deter-
minados componentes, se introducen los primeros ace-
leradores lineales de electrones isocéntricos, esto es, con 
una fuente de radiación que puede moverse alrededor del 
paciente. También aparecen los primeros aceleradores 
lineales multienergéticos.
Las décadas de 1980 y 1990 destacan por la introducción 
del ordenador en el control de los aceleradores, lo que 
ha permitido aumentar la fiabilidad de las máquinas y 
la seguridad de los tratamientos. Durante este tiempo 
se introdujeron nuevos accesorios, como el colimador 
multilámina.
La introducción del colimador multilámina ha permitido 
el desarrollo de nuevas técnicas de tratamiento, como la 
radioterapia de intensidad modulada (IMRT, intensity-
modulated radiation therapy) en 1997.
En los últimos años, ya en el siglo XXI, el acelerador lineal 
de electrones constituye la unidad de tratamiento más 
utilizada en los servicios de radioterapia, reduciendo 
la unidad de cobalto-60 a una presencia residual. Han 
sido unos años de gran desarrollo tecnológico, en los 
que se ha dotado a los aceleradores lineales de nuevas 
funcionalidades y diseños. Estos años también se han 
caracterizado por un resurgimiento de los aceleradores 
de protones y de partículas pesadas.
2.3. Equipos de terapia superficial
Un equipo de terapia superficial consiste básicamente en 
un generador y un tubo de rayos X. Su principal carac-
terística es la posibilidad de administrar una dosis de 
radiación sólo en las capas más superficiales de la piel o 
próximas a ella, de manera que los tejidos más profundos 
queden expuestos a una dosis de radiación muy baja.
Su utilización se vio reducida tras la introducción de los 
modernos aceleradores lineales de electrones multiener-
géticos que, como se estudiará más adelante, también 
permiten el tratamiento de la piel con radiación de 
electrones. Sin embargo, en los últimos años viven un 
resurgimiento debido a su menor coste.
Para poder comprender bien el funcionamiento de estos 
equipos, es necesario estudiar en profundidad el tubo 
de rayos X.
EL TUBO DE RAYOS X
Los rayos X utilizados en medicina se producen al coli-
sionar un haz de electrones con un objeto metálico. En 
la figura 6-1 se representa esquemáticamente un tubo 
de rayos X. Consiste en un tubo de vidrio en el cual se 
ha realizado el vacío, un filamento de tungsteno convoltaje (o tensión) negativo y un ánodo sometido a vol-
taje positivo.
Debido a la corriente que recorre el filamento, algunos 
electrones son capaces de «evaporarse», fenómeno cono-
cido como efecto termoiónico. De no existir una fuerza 
externa, los electrones permanecerían en las proximidades 
1Esta forma de caracterizar la energía se detallará más adelante. A 
efectos prácticos, MV describe y está en relación con la energía de 
los fotones, y MeV describe y está en relación con la energía de los 
electrones acelerados.
CAPÍTULO 6
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del filamento. Sin embargo, dado que el cátodo y el ánodo 
están sometidos a una diferencia de potencial (con el áno-
do a tensión positiva), se genera un campo eléctrico entre 
ambos, cuya presencia provoca una aceleración de los elec-
trones hacia el ánodo (recuérdese que las cargas negativas 
se ven atraídas por tensiones positivas). De este modo, los 
electrones «evaporados» del filamento experimentan una 
aceleración hacia el ánodo, con el que colisionan.
Tras la colisión, la energía cinética de los electrones se 
transforma principalmente en calor, pero una pequeña 
parte de ella (en torno al 1%) se emite en forma de radia-
ción electromagnética (fotones) generada por un fenóme-
no conocido como radiación de frenado (bremsstrahlung).
En la figura 6-1 también puede apreciarse que los electro-
nes no impactan todos en un mismo punto del ánodo, 
sino que lo hacen en una pequeña región, de manera que 
un observador situado debajo del tubo podría detectar 
una mancha focal en vez de un punto emisor.
ESPECTRO DE RAYOS X
Concepto de espectro
Ya se ha estudiado anteriormente (v. cap. 2) que el espec-
tro electromagnético está compuesto por fotones de 
distintas energías. La luz blanca visible, por ejemplo, 
está comprendida en un rango de energías cercano a 
1 eV. Como es sabido, la luz blanca está compuesta 
por fotones de distintas energías, lo que el ojo humano 
aprecia como colores. Esto se relaciona con la formación 
del arcoíris en un día de lluvia o con el hecho de que 
la luz blanca, al atravesar un prisma, se descompone en 
varios colores o, más físicamente hablando, los fotones 
se desvían en distintas direcciones, dependiendo de su 
energía. La descomposición de la luz blanca al atravesar 
un prisma constituye un ejemplo de espectro energético.
Una vez separados estos fotones por energías, puede 
hacerse una estadística de cuántos hay en cada intervalo 
energético (tabla 6-1), es decir, contabilizar cuántos 
hay de cada color y hacer una representación gráfica 
para cada intervalo de energías, lo que producirá un 
diagrama de barras (fig. 6-2). Sin embargo, como puede 
apreciarse en la figura 6-2, a medida que disminuye el 
intervalo elegido las barras son muy delgadas, hasta 
llegar a apreciarse como una línea continua si el intervalo 
es infinitamente pequeño. Esta representación gráfica es 
lo que se conoce como espectro energético.
Dado que los rayos X también están constituidos por 
fotones, igualmente es posible separar los fotones de dis-
tintas energías emitidos por un tubo de rayos X y obtener 
la misma representación, lo que constituye el espectro 
energético de ese tubo de rayos X.
Descripción del espectro de rayos X
Como se acaba de exponer, los fotones generados por el 
tubo de rayos X no tienen una única energía, sino que su 
energía presenta un espectro. Esto se debe a que no todos 
los electrones pierden la misma cantidad de energía en 
forma de rayos X.
Puesto que el funcionamiento del tubo de rayos X se 
basa en la colisión contra el ánodo de los electrones 
acelerados por un campo eléctrico producido por una 
diferencia de potencial V, según las leyes de la física, la 
energía cinética que adquiere una partícula cargada en 
un campo eléctrico producido por una tensión V es:
E q V= ⋅ [1]
FIGURA 6-1
Representación esquemática de un tubo de rayos X.
TABLA 6-1 Número de fotones visibles 
agrupados por intervalo energético
Color Energía (eV) Número de fotones
Rojo (1,66, 2,04) 8.000
Naranja (2,04, 2,11) 10.000
Amarillo (2,11, 2,18) 14.000
Verde (2,18, 2,49) 27.000
Azul (2,49, 2,76) 13.000
Violeta (2,76, 3,27) 9.000
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
64
donde E es la energía, q es la carga eléctrica y V es la 
tensión aplicada. Para el caso de un electrón sometido a 
una tensión de, por ejemplo, 100 kV, teniendo en cuenta 
que su carga tiene un valor de 1,6 × 10−19 C, la energía 
adquirida por él sería:
E 1,6 10 C 10 V 1,6 10 J19 5 14= × × = ×− −
 [2]
o expresada en unidades de eV:
E 1,6 10 J/(1,6 10 J/eV)
1 10 eV 100keV
14 19
5
= × ×
= × =
− −
 [3]
Es decir, los electrones acelerados por un kilovoltaje 
de 100 kV adquieren una energía cinética de 100 keV, 
suponiendo que un electrón pierde toda su energía de 
una sola vez en forma de rayos X. En este caso, la energía 
de los fotones resultantes también sería de 100 keV.
Sin embargo, esto no ocurre así: los electrones pierden 
una parte de su energía en forma de calor y otra parte 
en forma de rayos X, pero no todos perderán la misma 
energía. A su vez, los rayos X generados por efecto del 
distinto frenado que experimentan los electrones (brems-
strahlung) tendrán diferente energía. Por tanto, habrá 
fotones de distintas energías. Representando el número 
de fotones registrados (es decir, la intensidad del haz 
de rayos X) frente a su energía, se obtiene su espectro 
(fig. 6-3).
En la figura 6-3 se observa que la energía máxima de 
los fotones es precisamente la energía cinética máxi-
ma que pueden adquirir los electrones acelerados 
bajo una tensión V, dado que no es posible generar 
fotones con mayor energía (principio de conserva-
ción de la energía). Un electrón podría colisionar 
perdiendo toda su energía en forma de rayos X, pero 
no más.
FIGURA 6-2
Forma de un espectro energético a medida que disminuye el intervalo de energías elegido.
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En la misma figura 6-3, también parece haber una energía 
mínima de los fotones. En realidad, los fotones con muy 
baja energía no llegan a salir del tubo o bien tienen tan 
poca energía que son filtrados por las paredes de este y no 
llegan a detectarse. Si no hubiera este filtrado, se obten-
dría el espectro representado por la línea discontinua.
Igualmente se observa un pico en una determinada 
energía, que son los rayos X característicos propios del 
material del ánodo.
CALIDAD DEL HAZ
La forma del espectro no depende sólo del kilovoltaje 
aplicado, sino que también depende del material con-
tra el que se ha producido la colisión, en concreto de 
su número atómico Z. Este hecho hace pensar que 
hablar de 100 kV o de 150 kV no es una buena forma 
de caracterizar la energía de los fotones emitidos por 
un tubo de rayos X, pues debería conocerse su espectro. 
Sin embargo, medir el espectro de un haz de rayos X no 
es una tarea sencilla, lo que lleva a pensar que es mejor 
definir un parámetro que nos indique la energía del haz 
o, lo que es lo mismo, su calidad.
El espectro también caracteriza su comportamiento al 
atravesar un medio. Con un haz monoenergético de 
energía E, entonces puede encontrarse (v. cap. 2) que la 
intensidad de un haz de rayos X que atraviesa un medio 
viene dada por:
= × −µI(x) I e0
(E)x
 [4]
donde I(x) es la intensidad (proporcional al número 
de fotones) que tiene el haz de rayos X a lo largo de su 
trayectoria, I
0
 es la intensidad inicial del haz de rayos X 
antes de entrar en el medio, m(E) es el coeficiente de ate-
nuación lineal del material para una determinada ener-
gía del fotón E, y x es el espesor de material atravesado. 
El coeficiente m(E) también puede definirse para un 
espectro polienergético como el que se tiene en un tubo 
de rayos X.
Como m(E) depende de la energía, un método sencillopara su obtención es interponer un espesor determina-
do de un material y medir su atenuación. Por ejemplo, 
puede medirse cuánto espesor hace falta para atenuar 
la intensidad del haz a la mitad, y este espesor es lo 
que se denomina capa hemirreductora (HVL, Half Value 
Layer), que se define como el «espesor de un material 
de composición determinada requerido para atenuar la 
intensidad de un haz de una energía determinada a la 
mitad de su valor».
La capa hemirreductora depende de la energía. Dado que 
el coeficiente de atenuación m(E) depende de la energía, 
si la capa hemirreductora reduce a la mitad la intensidad 
del haz, aplicando la ecuación 4:
= × −µI
2
I e0
0
(E)HVL
 
[5]
de donde se obtiene que:
HVL
ln(2)
(E)
=
µ 
[6]
La capa hemirreductora también depende del material 
utilizado para atenuar la energía. Este hecho se deduce 
igualmente de la ecuación 6, debido a que m(E) también 
depende del material que atraviesan los fotones.
Por ejemplo, en el caso de la radioterapia superficial, en 
lugar de caracterizar una energía por 300 kV se denotaría 
por 3 mm Cu HVL, es decir, su capa hemirreductora sería 
de 3 mm de cobre. De aquí no puede deducirse que 
todos los tubos de rayos X operando a 300 kV posean la 
misma capa hemirreductora, ya que este valor depende, 
entre otros factores, de la composición de la cápsula 
del tubo de rayos X (filtración intrínseca) que deberán 
atravesar los fotones antes de ser detectados. Del mismo 
modo, no existe una relación directa entre kV y capa 
hemirreductora, por lo que tampoco puede deducir-
se que para el tubo citado 100 kV corresponda a una 
capa hemirreductora de 1 mm de Cu. El valor de la 
capa hemirreductora de un material debe determinarse 
experimentalmente para cada kilovoltaje de un tubo de 
rayos X.
CARACTERÍSTICAS Y APLICACIONES 
DE LOS EQUIPOS DE TERAPIA SUPERFICIAL
Dado su bajo poder de penetración, es decir, dado que la 
energía de los fotones se deposita en pocos milímetros 
por debajo de la superficie de la piel, estos equipos se 
utilizan para tratamientos de lesiones cutáneas.
En la figura 6-4A se muestra un equipo de estas caracte-
rísticas, con el colimador de tratamiento. La función del 
colimador (fig. 6-4B) es focalizar el haz de rayos X en 
la zona a tratar, de manera que la radiación que llegue 
FIGURA 6-3
Espectro de rayos X.
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
66
fuera del colimador sea mínima. Existen colimadores de 
distintos tamaños, y pueden ser cuadrados o circulares 
de 1,5-20 cm de diámetro. Si es necesario proteger zonas 
adicionales y el colimador no es suficiente, la colimación 
en piel (fig. 6-4C) se consigue empleando láminas de 
plomo de pocos milímetros de espesor recortadas según 
las necesidades del caso.
El tratamiento se realiza situando el colimador en con-
tacto con la piel y a una distancia desde el foco de unos 
30-50 cm.
Para protegerse de la radiación dispersa, el operador debe 
situarse detrás de una mampara plomada en la propia 
sala de tratamiento, mientras se produce el tratamiento.
CLASIFICACIÓN DE LOS EQUIPOS 
SEGÚN SU VOLTAJE ACELERADOR
Atendiendo al voltaje aplicado, es tradicional clasificar 
los distintos equipos como:
● Kilovoltaje: 50-150 kV.
● Ortovoltaje: 150-500 kV.
● Supervoltaje: 500-1000 kV.
● Megavoltaje: más de 1.000 kV(>1 MV); es el caso de 
los aceleradores lineales de electrones modernos.
En radioterapia superficial, el voltaje de los equipos 
comercializados suele encontrarse en el rango de 
50-300 kV, es decir comprendiendo a equipos de kilo-
voltaje y ortovoltaje.
Los equipos de supervoltaje no se utilizan en radio-
terapia en la actualidad, pero sí los de megavoltaje, a 
los que pertenecen los aceleradores lineales de elec-
trones que, por su importancia, merecen una sección 
específica para su estudio. En estos equipos, el diseño 
del tubo de rayos X no es suficiente para proporcio-
nar una diferencia de potencial tan grande como la 
requerida.
2.4. Unidades de cobalto-60
Son unidades de tratamiento que utilizan una fuente 
de 60Co, emisora de radiación gamma procedente de 
las desintegraciones nucleares. Además del 60Co, tam-
bién se diseñaron unidades basadas en los isótopos 
226Ra y 137Cs, pero ha sido el uso del 60Co el que más 
ha perdurado en el tiempo, debido especialmente a 
su alta actividad específica, esto es, a poder obtener 
mayor fluencia de fotones con pequeñas cantidades de 
material radiactivo.
FIGURA 6-4
Equipo de terapia superficial. A) Vista del equipo. 
B) Colimador. C) Aplicación del tratamiento, en la que 
puede observarse la colimación en la piel. (Fotografías 
por cortesía de Bioterra S.L.)
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COBALTO-60
El 60Co se obtiene de manera artificial mediante bombar-
deo por neutrones del isótopo estable 59Co:
Co n Co59 60+ → [7]
El isótopo 60Co se desintegra emitiendo partículas b–, con 
una energía máxima de 0,32 MeV, transformándose en 60Ni:
Co Ni27
60
28
60
→ + β [8]
Las partículas b− son fuertemente atenuadas por la mis-
ma fuente (autoabsorción) y por la cápsula de acero que 
contiene el 60Co.
Por otra parte, el 60Ni se desintegra emitiendo fotones g, 
con energías 1,17 MeV y 1,33 MeV (1,25 MeV en prome-
dio), que son las utilizadas en el tratamiento de pacientes.
La forma habitual de la fuente de 60Co suele ser una 
caja en forma de cilindro o disco de acero de 1 cm de 
diámetro, en cuyo interior se introducen unas virutas o 
bolitas de 60Co. El período de semidesintegración del 
60Co es de 5,27 años.
COMPONENTES Y ACCESORIOS DE LA UNIDAD 
DE COBALTO-60
En la figura 6-5 pueden verse los distintos elementos 
de la unidad. La máquina tiene un brazo (gantry) que 
soporta la cabeza de radiación, que es donde se aloja 
la fuente de 60Co. El brazo permite girar la cabeza de 
radiación alrededor del paciente sobre un eje de rota-
ción. La cabeza de radiación puede rotar y dispone, a 
su vez, de un colimador también rotatorio. La mesa de 
tratamiento también puede girar alrededor del mismo eje 
de rotación que el colimador. El punto de intersección 
del eje de giro del brazo, del eje del colimador y del eje 
de la mesa de tratamiento se denomina isocentro de la 
máquina (fig. 6-6).
La localización del isocentro en las salas de tratamiento se 
señala por medio de la intersección de unas líneas de luz 
(de color rojo o verde), producidas por unos láseres fijados 
FIGURA 6-5
Unidad de cobalto-60. (Fotografías tomadas en la antigua Clínica Puerta de Hierro de Madrid.)
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
68
(generalmente tres), colocados en dos paredes opuestas a 
ambos lados de la mesa de tratamiento y en el techo o a 
los pies de la mesa.
Con la posibilidad de movimientos de la unidad de 
60Co ya citada, el haz de radiación siempre pasará por 
el isocentro y permite dirigir los haces de radiación en 
cualquier dirección sin mover al paciente. La colocación 
del centro del tumor en el isocentro, en lo que se llama 
técnica isocéntrica, tiene como ventaja el menor tiempo 
requerido para el tratamiento, dado que no hay que 
posicionar el paciente para cada campo de tratamiento, 
con lo cual se mejora el rendimiento de la unidad y se 
consigue una mayor precisión.
La distancia de la fuente al isocentro, en las unidades de 
cobalto, es típicamente de 80 cm, aunque también hay 
unidades con distancia fuente-isocentro de 100 cm, en 
las que se requiere una mayor actividad de la fuente para 
conseguir una adecuada tasa de dosis que no haga que 
los tiempos de tratamiento se prolonguen demasiado.
En la figura 6-7 se representa esquemáticamente el inte-
rior de la cabeza de la unidad, que se encuentra recubierta 
de plomo y tungsteno para evitar la emisión de radiación 
fuera de ella. El mecanismo de impulsión de la pastilla o 
fuente a la abertura por la que sale la radiación consiste, 
en general, en un sistema de aire comprimido que la des-
plaza a la posición de tratamiento(fig. 6-7B). Una vez 
finalizado el tiempo de irradiación prescrito, el mecanis-
mo consta de un resorte que hace que la fuente vuelva a 
su posición de reposo (fig. 6-7A). El sistema está diseñado 
de manera que, ante una falta de suministro eléctrico, el 
mecanismo de aire comprimido se interrumpe y la fuen-
te vuelve a su posición de reposo, lo que obliga a estar 
bombeando aire continuamente para mantener la fuente 
en su posición de tratamiento. El nombre de «bomba de 
cobalto» se debe a este mecanismo de aire comprimido 
que bombea la fuente a su posición de tratamiento.
Los colimadores, también llamados «mordazas» (por su 
traducción del inglés, jaws), tienen como función restringir 
la radiación de modo que sólo alcance la zona de trata-
miento. El inconveniente es que, dado que sus bordes 
son rectilíneos, únicamente pueden configurarse campos 
de tratamiento rectangulares. Para diseñar campos de 
tratamiento con formas más complejas se utilizan bloques 
de plomo, que se sitúan sobre una bandeja (v. fig. 6-5). 
Los bloques pueden diseñarse de una sola pieza o apilan-
do piezas de menor tamaño, como las mostradas en la 
figura 6-8. Estas unidades también disponen de cuñas que 
se interponen en el campo de radiación para conseguir 
modificarlo y obtener una adecuada conformación de la 
distribución de la radiación alrededor del tumor.
El tamaño del campo de tratamiento se visualiza en la 
superficie del paciente mediante la luz de campo o luz 
de simulación, con lo que se representa la proyección 
(tamaño y forma) que tendría el campo de radiación so-
bre la piel del paciente.
La distancia de la fuente a la piel del paciente puede 
medirse con un telémetro óptico, que proyecta una escala 
graduada luminosa sobre la piel.
FIGURA 6-6
El isocentro es un punto del espacio, la intersección de los ejes de rotación.
FIGURA 6-7
Representación esquemática del interior de la cabeza de una unidad de cobalto-60. A) En posición de reposo, no hay emisión de radiación, 
ya que la fuente se encuentra dentro del blindaje. B) En posición de tratamiento, la radiación es emitida a través de los colimadores. 
Nótese cómo el testigo es visible desde el exterior.
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La sala de tratamiento tiene que estar blindada, de mane-
ra que la radiación no llegue a los operadores de la sala 
de control ni a las salas colindantes. En la sala de control 
(fig. 6-9) se encuentra la consola desde donde se opera 
la unidad (fig. 6-10). Entre sus funciones se encuentran 
el seleccionar e indicar el tiempo de irradiación o expo-
sición mediante un temporizador que retorna la fuente 
a su posición de reposo cuando el tiempo se haya alcan-
zado, y fijar los parámetros geométricos de la irradiación 
(ángulo del brazo, amplitud de los arcos de irradiación a 
realizar, etc.). Cuenta también con los dispositivos de 
seguridad y alarma sobre el correcto funcionamiento 
de la unidad. El temporizador tiene como caracterís-
tica relevante el ser redundante, pues cuenta con dos 
relojes, de manera que el segundo actúa interrumpiendo 
la irradiación en caso de fallo del principal. La consola 
de control incluye una llave que habilita la irradiación 
para evitar el uso no autorizado.
Como medida de control del paciente desde fuera de la 
sala de tratamiento, puede mantenerse el contacto con él 
mediante un circuito cerrado de televisión y un interfono 
(fig. 6-11). Como medida de seguridad, se dispone además 
de un detector ambiental de radiación que advierte de la 
presencia de radiación en la sala, aun cuando esta es inevi-
table, como sucede cuando se está llevando a cabo el trata-
miento del paciente. Este aparato tiene carácter redundante, 
pues en caso de que la fuente no retorne a su posición de 
reposo por un mal funcionamiento de la unidad, la alarma 
del detector seguirá funcionando. Por ello, es perfectamente 
normal que la luz de la alarma esté encendida durante el 
tratamiento, pero no así cuando este ha finalizado.
En la figura 6-12 se muestra un posible diseño de una 
sala de tratamiento con una unidad de cobalto-60, don-
de se aprecia el blindaje de las paredes y la ubicación 
de la consola de control. Las salas de control deben dis-
poner de un interruptor en la puerta que, en caso de ser 
abierta, hace retornar la fuente a su posición de reposo 
si se está irradiando en el interior de la sala.
VENTAJAS E INCONVENIENTES
Las unidades de cobalto-60 presentan las siguientes 
ventajas:
● Debido a la sencillez de su diseño, se caracterizan por 
tener un índice relativamente bajo de averías.
● Su coste y mantenimiento son muy inferiores al de 
los aceleradores de partículas.
● Pueden instalarse en salas de reducido tamaño.
● En comparación con los aceleradores lineales de elec-
trones, los espesores de los blindajes son menores.
● En comparación con las unidades de terapia superfi-
cial, permiten tratar zonas más profundas.
Sin embargo, también presentan inconvenientes:
● Posibilidad de accidentes, ya que la fuente puede no 
volver a su posición de reposo.
FIGURA 6-8
Bloques de plomo utilizados en una unidad de cobalto-60.
FIGURA 6-9
Unidad de cobalto-60: sala de control.
FIGURA 6-10
Unidad de cobalto-60: consola de control.
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
70
● En comparación con los aceleradores lineales de 
electrones, el tamaño de la fuente produce un mayor 
tamaño de la penumbra del campo de radiación.
● Sólo disponen de una energía de haz.
● La fuente tiene decaimiento radiactivo, lo que alarga 
los tratamientos al final de su vida útil y hace que 
tenga que ser sustituida periódicamente.
● Desde la perspectiva de la protección radiológica, 
siempre hay riesgo de radiación al tratarse de fuentes 
radiactivas, lo que obliga a procedimientos específicos 
de trabajo que tengan en cuenta este aspecto.
● Requiere procedimientos de desmantelamiento ade-
cuados que tengan en cuenta la eliminación de la 
fuente radiactiva.
2.5. Aceleradores lineales de electrones
Los aceleradores lineales de electrones (ALE; o LINAC 
[linear accelerator]) basan su funcionamiento en el 
mismo principio que el tubo de rayos X antes estudia-
do, es decir, electrones acelerados que colisionan con 
un metal, donde se producen rayos X (RX) por brems-
strahlung.
Los ALE también pueden funcionar proporcionando 
haces de electrones para su uso clínico, lo cual se consi-
gue con sólo retirar el blanco metálico con el que chocan 
para conseguir RX.
La ingeniería de los ALE es muy compleja y puede variar 
mucho de unos fabricantes a otros. A continuación se 
dan unas pequeñas nociones de la estructura y la fun-
cionalidad de los ALE.
La aceleración de los electrones se consigue por medio 
de un campo electromagnético con frecuencia de 
microondas. Este campo electromagnético es inyectado 
en la guía de ondas aceleradora e interacciona con los 
electrones inyectados por el cañón de electrones, 
FIGURA 6-12
Plano esquemático de una sala de tratamiento dotada 
con una unidad de cobalto-60.
FIGURA 6-11
Unidad de cobalto-60: detector ambiental de radiación y elementos de vigilancia del paciente. A) Interior de la sala de tratamiento. B) Detalle de la sala de control.
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los cuales son aceleradores hasta velocidades próximas 
a las de la luz a lo largo de la guía de ondas.
La guía de ondas aceleradora es la parte fundamental de 
un ALE y consiste de un tubo que contiene una serie de 
discos que dividen la estructura en cavidades a lo largo 
de su longitud. Es en estas cavidades donde se estable-
cen los intensos campos magnéticos que proporcionan 
la energía a los electrones, haciendo que adquieran de 
manera progresiva y creciente velocidades próximas a la 
de la luz (fig. 6-13A).
La generación de las microondas se consigue por mediode una fuente de potencia de microondas, que de forma 
pulsada proporciona la potencia necesaria para apor-
tar la energía requerida por los electrones. Esta fuente 
de potencia puede conseguirse bien mediante magne-
trones o klistrones. Los magnetrones son osciladores 
que extraen la energía de microondas de los electrones 
inyectados en una estructura resonante sometida a un 
fuerte campo magnético, en la cual se producen una 
serie de fenómenos físicos que originan una transferencia 
de energía de los electrones a la estructura resonante, 
energía que se extrae para acelerar los electrones en la 
guía de ondas del ALE. Los magnetrones generalmente 
se utilizan cuando las energías que se quiere obtener 
en el ALE son inferiores a 6 MV, aunque hay diseños 
modernos que pueden llegar a proporcionar energías 
muy superiores de una forma eficiente.
El klistrón, a diferencia del magnetrón, no es un oscila-
dor sino un amplificador de potencia. Esto requiere 
entonces una señal de radiofrecuencia para ser ampli-
ficada, lo cual a su vez precisa de un oscilador de radio-
frecuencia de baja potencia. La función del klistrón es la 
de amplificar esta señal a los niveles requeridos por los 
electrones a acelerar en el ALE.
Los klistrones se suelen utilizar en aceleradores que pre-
cisan energías de RX superiores a 6 MV.
Una vez acelerados los electrones en la guía aceleradora, 
entran en el cabezal y se deflectan 270° por medio de 
una serie de bobinas magnéticas (bending magnet) 
(fig. 6-13). Esta deflexión es necesaria porque las guías 
de ondas suelen tener una longitud tal que no pueden 
colocarse verticalmente para dirigir el haz hacia la mesa 
de tratamiento. Además de esta funcionalidad de cam-
biar la dirección del haz, tiene la de filtrar y controlar 
la energía de los electrones constituyentes del haz, para 
conseguir que este sea lo más monoenergético posible.
Esta deflexión, en ciertos modelos de ALE normalmente de 
baja energía (no precisan largas secciones aceleradoras), 
no se utiliza. En estos diseños, la guía de ondas acele-
radora en el cabezal del ALE en vertical, y así se puede 
direccionar el haz hacia la mesa de tratamiento. El control 
energético se logra por medio de ranuras detectoras de 
la energía de los electrones. En general, los ALE pueden 
proporcionar diferentes energías de RX y de electrones.
La energía se sigue describiendo en MV, según la energía 
máxima que puede llegar a tener el fotón más energético 
del espectro de RX obtenido en el proceso de generación 
del haz en el ALE. Energías habituales son, por ejemplo, 
6, 10, 15 o 18 MV. Sin embargo, al igual que en los tubos 
de RX, también hay que utilizar un índice de calidad para 
dar una información más precisa del espectro energéti-
co de los haces, pues dos aceleradores con una energía 
nominal de 6 MV pueden tener distintos espectros aun 
siendo del mismo modelo.
La descripción de la energía de los haces de electrones, 
cuando el ALE funciona para proporcionar haces de 
electrones, también pueden hacerse de acuerdo con 
la energía que tienen a la salida de la guía aceleradora. 
Las energías habituales de los haces de electrones de ALE 
clínicos son 4, 6, 10 o 18 MeV. No obstante, también 
con este tipo de haces se utiliza un índice de calidad 
descriptor de la energía. Las denominaciones (MV o MeV) 
son entendidas como energías del fabricante o nominales.
FIGURA 6-13
Esquema del brazo del acelerador lineal de electrones. 
A) Detalle de la sección aceleradora.
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
72
Los índices de calidad mencionados para haces de RX y 
electrones son:
● TPR
20,10
 en RX. Para determinar este parámetro se mide 
la dosis con una cámara de ionización fijada a nivel 
del isocentro del ALE, colocada en el interior de un 
maniquí de medida, a dos profundidades diferentes 
(20 y 10 cm), manteniendo la distancia entre la cámara 
de ionización y el foco a 100 cm. La relación entre las 
medidas obtenidas a estas dos profundidades es el 
valor TPR
20,10
. Cabe señalar, que este índice obtenido 
como cociente de dos valores de dosis es adimensional.
● R
50
 en electrones. Éste índice representa la profundi-
dad a la cual el valor de la dosis es la mitad que en la 
profundidad del máximo de la curva de rendimiento 
en profundidad de un determinado haz que se toma 
como referencia. Al tratarse de una profundidad, el 
índice tiene dimensiones de longitud.
ELEMENTOS DE UN ACELERADOR LINEAL 
DE ELECTRONES
En la figura 6-14 se distinguen las partes que componen 
el ALE:
● Brazo o gantry: es una estructura que contiene, entre 
otros sistemas, la guía aceleradora, y puede girar alre-
dedor del paciente. En su extremo soporta el cabezal, 
que es la parte donde se produce la deflexión y control 
dosimétrico y geométrico del haz de radiación. Del 
cabezal emerge el haz de radiación.
● Cabezal: comprende un conjunto de sistemas, como 
son el blanco de producción de RX y la deflexión del 
haz, los cuales están blindados al objeto de limitar la 
radiación de fuga. Los sistemas de control dosimétrico 
y geométrico del haz de radiación también se encuen-
tran en el cabezal, y se estudiarán con más detalle en 
el apartado «Funcionamiento del acelerador lineal 
de electrones en modo fotones». En algunos dise-
ños incorpora también un detector anticolisión, que 
imposibilita realizar movimientos en caso de colisión 
con el paciente o con la mesa de tratamiento. En su 
interior se encuentran los siguientes dispositivos:
● Colimadores: los aceleradores modernos disponen 
de tres tipos de colimadores, cuya función es restrin-
gir el tamaño del haz al adecuado para el tratamiento.
– Existe uno primario de forma cónica, situado a la 
salida del haz, que restringe el tamaño de campo 
al máximo que puede proporcionar el ALE, en 
caso de que los otros colimadores estén abiertos 
al máximo. No es visible desde el exterior.
– Por debajo de este colimador primario se 
encuentran las mordazas o colimadores secunda-
rios, cuya función es limitar y absorber la parte 
del haz máximo que no va a ser utilizada en la 
conformación última del haz. Está formado por 
dos pares de mandíbulas, situadas una debajo 
de la otra (fig. 6-15). En algunos diseños de 
ALE, estas mandíbulas se encuentran después 
del colimador multiláminas. A diferencia del 
colimador primario, que produce un tamaño 
de campo fijo, los colimadores secundarios per-
miten variar el tamaño de campo de radiación.
– Por último, a la salida del haz se encuentra el 
colimador multiláminas (si no se trata de los 
ALE que los colocan por encima de las man-
díbulas) (fig. 6-16). Este tipo de colimador 
multiláminas (MLC, multileaf collimator) está 
formado por pares de láminas enfrentadas que 
pueden moverse independientemente, configu-
rando la forma del campo de radiación necesa-
rio. Las láminas están fabricadas con tungsteno.
– Estos dos últimos colimadores tienen un sis-
tema de giro que les permite orientar adecua-
damente la posición del campo de tratamien-
to frente a la región del paciente a tratar. Así 
mismo, ambos tipos de colimadores suelen 
tener un diseño que permite delimitar el haz 
respetando su divergencia natural para mini-
mizar la penumbra.
FIGURA 6-14
Acelerador lineal de electrones.
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● Bandeja portamoldes y moldes: dado que los haces de 
radiación necesarios son normalmente irregulares, es 
preciso modificar la forma de los haces para acomo-
darlos a la de la región del paciente a irradiar. En caso 
de no disponer de MLC, en los aceleradores antiguos 
se puede recurrir a la utilización de bloques están-
dar de material de alta densidad (Pb, W). También 
pueden fabricarse en un taller de moldes (fig. 6-17), 
utilizando una aleación de alta densidad y bajo punto 
de fusión (Cerrobend2), pudiendo fabricarse bloques 
a partir de piezas prefabricadas (fig. 6-18A), o bien 
personalizados paracada paciente (fig. 6-18B). Estos 
bloques, colocados en unas bandejas fijadas mediante 
unos carriles a la cabeza del ALE, permiten lograr la 
forma o conformación adecuada a cada caso.
● Telémetro: su función es proyectar, mediante 
un haz de luz, una escala métrica en la piel del 
paciente que sirve para establecer y comprobar la 
distancia entre el foco de radiación y la piel.
● Mesa de tratamiento o camilla: es la parte de la unidad 
destinada a situar al paciente. Consiste en una superfi-
cie plana (tablero) y permite realizar desplazamientos 
en las tres direcciones espaciales, así como hacer rota-
ciones describiendo una circunferencia centrada en el 
isocentro alrededor del eje suelo-techo. El tablero está 
diseñado en su mayor parte con elementos radiotrans-
parentes, es decir, que pueden ser atravesados por la 
radiación sin sufrir atenuaciones significativas de 
la radiación, en incidencias oblicuas o posteriores. 
Sin embargo, no todos los tableros están construidos 
por completo con materiales radiotransparentes, por 
lo que hay que asegurarse de que estos elementos no 
se encuentren en el haz de tratamiento.
● Láseres: estos dispositivos, generalmente en número 
de 3 o 4, son situados en las paredes o techo de la 
sala de tratamiento, de manera que su luz pase por el 
isocentro del ALE, materializando el cruce de todos 
ellos la posición del mismo.
FIGURA 6-15
Colimadores. Se encuentran en el interior del colimador; 
la fotografía se tomó desmontando previamente la carcasa.
FIGURA 6-16
Colimador multilámina.
FIGURA 6-17
Taller de moldes.
2El Cerrobend, también conocido como metal de Wood, es una alea-
ción de bajo punto de fusión (70 ºC). Está compuesto por bismuto, 
plomo, estaño y cadmio.
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
74
● Cuñas: Son dispositivos que se utilizan para modificar 
las características dosimétricas del haz de radiación, 
de modo que pueda compensar diferencias de espe-
sores en el paciente y lograr una adecuación de las 
distribuciones de dosis a la región a irradiar. Existen 
tres tipos básicos:
● Cuñas físicas: son cuñas de material de alta densi-
dad que se sitúan en el cabezal del ALE, de modo 
similar a como se coloca la bandeja portamoldes 
(fig. 6-19). Se suele disponerse de un juego con 
diferentes ángulos de cuña.
● Cuñas motorizadas: la cuña se encuentra en el 
interior de la cabeza del acelerador y se interpo-
ne en el haz de radiación de manera automática 
durante todo el tratamiento o parte del mismo. 
Solo existe una cuña de una determinada angula-
ción o forma.
● Cuñas dinámicas o virtuales: el efecto de cuña 
se consigue mediante el desplazamiento de los 
colimadores o mordazas durante la irradiación.
● Aplicadores de electrones (fig. 6-20): es la forma como 
se denominan los colimadores de electrones. Es una 
colimación adicional a la utilizada para los rayos X, 
que de no ser empleada ocasionaría que la penumbra 
de los haces de los electrones (provocada por la gran 
dispersión que experimentan los electrones en el aire) 
fuese excesivamente grande y, por tanto, inadecuada 
para los tratamientos. Otra función es adaptar la for-
ma del campo de radiación a la de la zona a irradiar. 
Constan de una serie de barras metálicas recortadoras 
del haz que se sitúan próximas a la piel del paciente. 
Puesto que habitualmente la forma de las regiones a 
irradiar es irregular, suelen emplearse piezas o moldes 
de material absorbente, sujetos a los aplicadores, que 
recortan el haz cuadrado o rectangular conseguido 
con los aplicadores, dando la forma deseada al campo 
de tratamiento.
● Accesorios de radiocirugía: los tratamientos de radio-
cirugía pueden realizarse utilizando como colimador 
terciario, en vez de un MLC, un colimador cónico 
adicional (fig. 6-21), que determina unos campos 
circulares de reducido tamaño (entre 2 y 40 o 50 mm 
FIGURA 6-19
Cuña física de 30°.
FIGURA 6-18
Moldes de plomo. A) Sin divergencia. B) Con divergencia.
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de diámetro). El uso de estos colimadores de pequeño 
tamaño se restringe a la radiocirugía, en la que se 
emplean técnicas de alta precisión posicional y geo-
métrica, y altas dosis únicas, para minimizar las dosis 
periféricas a la lesión a irradiar.
FUNCIONAMIENTO DEL ACELERADOR LINEAL 
DE ELECTRONES EN MODO FOTONES
El funcionamiento del ALE en modo emisión de fotones 
se basa en el mismo principio que el tubo de rayos X, es 
decir, en la producción de radiación de frenado al coli-
sionar un haz de electrones contra un material blanco. 
En la figura 6-22 puede verse un esquema general.
A diferencia del tubo de rayos X, en el ALE el material 
blanco funciona por transmisión, es decir, los electrones 
inciden por un lado y los fotones de rayos X se emiten por 
el lado contrario al material blanco. Una vez atravesado 
el blanco, los fotones que no tienen la dirección deseada 
son eliminados por medio del colimador primario. En 
este punto, como puede verse en la figura 6-22, el perfil 
dosimétrico del haz de radiación tiene un aspecto de 
campana de Gauss, dado que hay más dosis en el centro 
que en los bordes del haz. Por la falta de homogeneidad 
de los haces, que provoca que la dosis en el centro no sea 
la misma que en el borde del haz, se introduce un filtro 
aplanador constituido por un disco de perfil cónico de 
un material de alta densidad y/o número atómico, que 
permite obtener un haz con un perfil dosimétrico plano.
En algunos ALE diseñados para tratamientos con campos 
de tratamiento muy pequeños es posible eliminar este 
elemento, ya que el efecto de inhomogeneidad es más 
pequeño. Además los ALE de última generación están 
FIGURA 6-20
Aplicador de electrones situado en posición 
de tratamiento. En el extremo del aplicador 
más próximo al paciente se sitúa el molde.
FIGURA 6-21
Colimador cónico de radiocirugía, de 15 mm de diámetro.
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
76
diseñados para trabajar con haces no planos, consiguién-
dose de esta manera obtener tasas de dosis más elevadas 
al eliminarse la absorción debida al filtro aplanador.
El control de las características del haz, tales como su 
planitud, simetría, tasa de dosis, etc., se realiza mediante 
cámaras de ionización monitoras que están interpuestas 
en la trayectoria del haz, dentro del cabezal. En caso 
de pérdida de estas características, las cámaras monito-
ras envían una señal correctora o de aviso para lograr 
la interrupción del haz. Estas cámaras monitoras son 
redundantes y tienen múltiples funciones, como medir 
la tasa de dosis o controlar la simetría del haz.
La necesidad de disponer de cámaras monitoras se debe a 
la potencial inestabilidad que tiene cualquier dispositivo 
electrónico, que puede dar lugar a que los fotones no 
sean emitidos de un modo tan regular como por ejemplo 
en una unidad de cobalto-60, que emite la radiación de 
una manera estable regulada por la propia naturaleza 
de la desintegración radiactiva. En los ALE se utiliza 
la unidad de monitor (UM), que está relacionada con la 
carga eléctrica recogida en la cámara monitora necesaria 
para depositar una dosis determinada en un punto y cier-
tas condiciones de medida en agua determinadas, a las 
que llamamos condiciones de referencia. Habitualmente 
estas condiciones son una distancia fuente-superficie 
de 100 cm, una profundidad de 10 cm y un tamaño de 
campo de tratamiento de 10 cm × 10 cm.
Si por ejemplo, en estas condiciones de referencia, se 
miden 70 cGy para una energía de 6 MV en un disparo 
de 100 UM, entonces:
1UM 0,70cGy≈ [9]
FIGURA 6-22
Interior del cabezal en modo fotones.
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FUNCIONAMIENTO DEL ACELERADOR LINEAL 
DE ELECTRONES EN MODO ELECTRONES
Los fotones de megavoltaje tienen un poder de pene-
tración mayor que los fotonesemitidos por el 60Co. 
Sin embargo, en ocasiones, es necesario tratar lesiones 
superficiales que comienzan en la piel y tienen una 
profundidad limitada de unos pocos centímetros. En 
estos casos se utiliza el tratamiento con electrones, dado 
que tienen menos poder de penetración y se evita deposi-
tar altas dosis de radiación en tejidos que se encuentran 
más allá de la lesión a tratar.
En la figura 6-23 se muestra un esquema del modo de 
funcionamiento en electrones. En este modo, se elimina 
el elemento blanco y los electrones del cañón impactan 
directamente contra una lámina dispersora. El efecto de 
esta lámina es dispersar los electrones para obtener un 
campo de radiación extendido y uniforme en la super-
ficie del paciente.
Después de atravesar las láminas dispersoras, el haz 
de electrones es controlado en intensidad y geometría 
mediante las cámaras monitoras del acelerador, que se 
encuentran en la trayectoria emergente de los electrones.
Los colimadores actúan de la misma forma que en el modo 
fotones, restringiendo el haz de radiación a la región del 
paciente a tratar. En este modo de trabajo con electrones, 
el MLC no cumple ninguna función, permaneciendo sus 
láminas completamente retraídas. Dado que los elec-
trones sufren múltiples cambios de dirección en el aire, 
su penumbra a nivel del paciente es excesiva para un uso 
terapéutico. Esto hace que sea necesaria una colimación 
adicional para reducirla adecuadamente. Para ello, se 
utiliza el aplicador de electrones antes descrito, cuya 
función es colimar el haz a la distancia más próxima 
posible a la piel del paciente. En el aplicador, además, 
pueden insertarse moldes con formas personalizadas 
realizadas con una aleación de bajo punto de fusión 
FIGURA 6-23
Interior del cabezal en modo electrones.
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
78
(Cerrobend), de manera que se bloqueen las zonas que 
no deben ser tratadas (v. fig. 6-20).
LA SALA DE TRATAMIENTO
En la figura 6-24 pueden verse dos posibles diseños de 
una sala de tratamiento: una con laberinto de largo reco-
rrido y otra que utiliza puerta blindada, que ha de ser 
motorizada por su gran peso.
En ambos casos debe existir un interruptor asociado a la 
puerta, de manera que impida la radiación cuando esta 
se encuentre abierta.
El llamado botón de último hombre tiene por objeto habi-
litar la emisión de radiación una vez abandonada la sala 
por los operadores, quienes deben asegurarse de que en 
ella sólo queda el paciente antes de pulsar dicho botón 
y salir de la sala.
Existen elementos adicionales de seguridad, como son 
el interfono y el circuito cerrado de televisión. Ade-
más, la consola de control está dotada de una llave 
que imposibilita su manipulación por personal no 
autorizado.
DISEÑOS PARTICULARES DE ACELERADOR 
LINEAL DE ELECTRONES
Lo expuesto anteriormente corresponde al tipo de ALE 
más utilizado, el acelerador en C, denominado así por 
la forma de su brazo. Sin embargo, en los últimos años 
han surgido nuevos diseños de aceleradores, en los que 
se cambia el diseño en C y se opta por simetrías cilín-
dricas o bien por brazos robóticos.
Equipos de tomoterapia helicoidal
La tomoterapia tuvo su origen añadiendo un MLC a un 
ALE con diseño en C, de modo que podían moverse las 
láminas a la vez que giraba el brazo. Posteriormente se 
diseñaron máquinas específicas en las que el ALE está 
situado en una estructura anular (fig. 6-25) y se puede 
desplazar la mesa a la vez que gira el brazo y se mueven 
las láminas. Es un diseño muy similar al de la tomografía 
computarizada helicoidal, sólo que el tubo de rayos X 
se sustituye por una guía de ondas aceleradora que 
FIGURA 6-25
Equipo de tomoterapia helicoidal. (Fotografía por cortesía de Accuray.)
FIGURA 6-24
Sala de tratamiento de un acelerador lineal de electrones. A) Sin puerta motorizada. B) Con puerta motorizada.
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proporciona una energía de 6 MV y se prescinde de fil-
tro aplanador. La distancia entre la fuente y el isocentro 
es de 85 cm.
Esta unidad no dispone de telémetro, luz de campo ni 
láseres marcando el isocentro; estos últimos son sus-
tituidos por un sistema de láseres móviles que marcan 
el punto donde debe situarse el paciente.
Otra diferencia es que es el tiempo el que determina la 
duración del disparo, y no la medida del número de 
unidades de monitor.
Otros equipos de tratamiento
Existen otros equipos cuyo diseño se basa en una guía 
aceleradora instalada en un brazo robótico (fig. 6-26). 
Su denominación comercial es «Ciberknife». Su dise-
ño se inspira en los brazos robóticos de las fábricas 
de automóviles. Tiene una sola energía de fotones y 
está destinada a tratamientos de radiocirugía e hipo-
fraccionados.
También hay equipos portátiles capaces de irradiar solo 
con haces de electrones, diseñados para procedimientos 
de radioterapia intraoperatoria. Como no se utilizan 
RX no son necesarios los blindajes que son precisados 
para un acelerador convencional de RX y pueden llegar 
a poder utilizarse en un quirófano.
2.6. Aceleradores circulares de partículas
Son aceleradores de diseño circular empleados para ace-
lerar protones o partículas más pesadas, tales como iones 
de carbono o helio. Este tipo de radiación se caracteriza 
por tener un alcance determinado por su energía y una 
dosis a la entrada del paciente muy reducida. Los iones 
de carbono y helio, por otra parte, se distinguen por 
presentar una alta transferencia lineal de energía, por lo 
que el efecto biológico conseguido es superior al de la 
terapia con fotones o electrones.
La finalidad consiguiente del uso de estos haces de 
radiación es respetar, en mucha mayor medida de lo que 
se obtiene con fotones o electrones, las regiones sanas 
vecinas al tumor, con una eficiencia biológica superior.
Las máquinas utilizadas para conseguir acelerar este tipo 
de partículas son los ciclotrones o sincrotrones.
CICLOTRÓN
El ciclotrón consiste en una cavidad cilíndrica dividida 
en dos mitades en forma de D (fig. 6-27), atravesadas 
por un campo magnético constante uniforme paralelo 
a su eje. El efecto que tiene el campo magnético sobre 
las partículas cargadas es desviarlas de modo que dichas 
partículas giran en órbitas circulares de radio directamen-
te proporcional a su velocidad, siguiendo la relación:
r
m v
q B
=
 
[10]
donde r es el radio de la órbita descrita, m la masa de 
la partícula acelerada, v su velocidad, q su carga y B la 
magnitud del campo magnético al que están sometidas 
las dos D. Por otra parte, entre las dos D se establece un 
campo eléctrico de alto voltaje también constante, que 
acelera las partículas al pasar de una D a la otra.
Como consecuencia del aumento de su energía cinética, 
las partículas describen órbitas de radios cada vez mayores, 
ya que en la ecuación 10 se muestra que r y v son directa-
mente proporcionales. Situando una rendija a la distancia 
adecuada del centro, es posible extraer las partículas con 
la energía deseada.
Si las partículas aceleradas son protones, pueden hacerse 
impactar con un material de bajo número atómico, 
generándose así un haz de neutrones. De esta manera 
pueden utilizarse también neutrones con fines tera-
péuticos. En física nuclear, las partículas subatómicas, 
tanto los neutrones como los protones o los iones más 
FIGURA 6-27
Ciclotrón.
FIGURA 6-26
Equipo con brazo robótico. (Fotografía por cortesía de Accuray.)
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
80
pesados como los de carbono o helio, se definen como 
hadrones, por lo que en numerosas ocasiones se deno-
mina «terapia hadrónica» al uso terapéutico de este tipo 
de partículas.
El ciclotrón tiene más aplicaciones en medicina aparte 
del campo de la radioterapia. Así, existen ciclotrones 
construidos de manera específica para la fabricación de 
radioisótopos para medicina nuclear. El más frecuente-
mente producido es el 18F,que se utiliza para marcar la 
glucosa y otras moléculas que se emplean en las tomo-
grafías de emisión de positrones (PET) para el estudio 
diagnóstico funcional y metabólico.
SINCROTRÓN
A diferencia del ciclotrón, los campos magnéticos y eléc-
tricos son variables. En el ciclotrón las partículas son 
aceleradas de modo que varía su velocidad lineal, pero 
no su velocidad angular. Ambas se relacionan por:
ω =
v
r 
[11]
donde ω es la velocidad angular, v es la velocidad lineal 
y r es el radio de la trayectoria. La velocidad angular 
se define como el ángulo recorrido por la unidad de 
tiempo, y por tanto tiene unidades de rad/s, por lo que 
también recibe el nombre de frecuencia angular. Por otro 
lado, la frecuencia angular es directamente proporcional 
a la frecuencia, es decir, al número de revoluciones por 
unidad de tiempo. El sincrotón se caracteriza porque el 
campo eléctrico alterno que se introduce entre las dos 
D tiene la misma frecuencia que la frecuencia de giro de 
las partículas.
3. RESUMEN
● La teleterapia consiste en el tratamiento radioterápi-
co por medio de una fuente de radiación ionizante 
externa al paciente.
● Los equipos de terapia superficial se basan en el uso 
de tubos de RX. Los electrones son acelerados por 
medio de una tensión de kilovoltaje. La energía de 
los tubos se caracteriza por su capa hemirreductora.
● Entre los equipos de teleterapia que utilizan fuentes 
radiactivas destaca la unidad de cobalto-60. La fuente 
de cobalto-60 emite fotones con una energía prome-
dio de 1,25 MeV, y su período de semidesintegración 
es de 5,27 años.
● Los aceleradores lineales de electrones (ALE) pueden 
proporcionar distintas energías de fotones y elec-
trones.
● En el modo de fotones, los ALE obtienen los rayos X 
mediante radiación de frenado al impactar un haz de 
electrones contra un material blanco. Los electrones 
son acelerados por medio de campos electromagné-
ticos en una guía de ondas.
● En el modo de electrones, se retira el material blan-
co y los electrones impactan directamente contra 
una lámina dispersora, lo que proporciona al haz 
de electrones homogeneidad radial. Los electrones 
son utilizados en el tratamiento de lesiones super-
ficiales.
● Existen diseños alternativos al habitual acelerador 
en C, como los equipos de tomoterapia helicoidal, 
los fabricados con brazos robóticos y los equipos 
portátiles de electrones.
● Los aceleradores circulares de partículas se emplean 
para la obtención de radiación de hadrones (neutro-
nes, protones e iones pesados). Destacan dos diseños: 
ciclotrón y sincrotrón.
Bibliografía
Johns HEJ, Cunningham JR. The physics of radiology. 4th ed. Spring-
field; Illinois: Charles C. Thomas; 1984. 
Karzmark CJ, Nunan CS, Tanabe I. Medical electron accelerators. New 
York: McGraw-Hill; 1993. 
Khan FM. The physics of radiation therapy. 4th ed. Baltimore: Lippin-
cott Williams & Wilkins; 2010. 
Thwaites DI, Tuohy JB. Back to the future: the history and develop-
ment of the clinical linear accelerator. Phys Med Biol. 2006;51: 
R343-62. 
81
CAPÍTULO
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
Equipos de control 
de posicionamiento guiado 
por imagen en radioterapia
Ruth Rodríguez Romero, Pablo Castro Tejero y Jaime Martínez Ortega
7
ÍNDICE
1. Introducción 81
2. Generalidades 81
3. Evolución histórica 84
4. Sistemas de imagen radiológica 
bidimensional 85
4.1. Imágenes portales 87
4.2. Imágenes de rayos X de kV 97
5. Sistemas de imagen radiológica tomográfica 
o volumétrica 101
5.1. Tomografía computarizada 
convencional en sala 102
5.2. Tomografía computarizada 
de haz cónico 102
5.3. Tomografía computarizada 
de haz de MV en abanico 103
6. Sistemas basados en radiaciones no 
ionizantes 104
6.1. Imagen por resonancia magnética 104
6.2. Imagen por ecografía 106
6.3. Localización por infrarrojo 107
6.4. Localización por radiofrecuencia 109
6.5. Imagen por cámara de vídeo 109
7. Resumen 110
Bibliografía 110
1. INTRODUCCIÓN
La adquisición de imágenes que proporcionen informa-
ción anatómica del paciente en la unidad de tratamiento, 
permite verificar y corregir, si fuese necesario, el posicio-
namiento de este para poder llevar a cabo el tratamien-
to de radioterapia de acuerdo con lo planificado. Para 
ello, se comparan las imágenes adquiridas en la sala de 
tratamiento con imágenes de referencia del paciente, 
como las obtenidas en la simulación. En este capítulo 
se abordan las características principales y el funciona-
miento básico de las modalidades de guiado por imagen 
habituales en radioterapia, así como nociones básicas 
sobre las herramientas informáticas de registro y fusión 
de imágenes.
2. GENERALIDADES
Los tratamientos de radioterapia se diseñan para admi-
nistrar la dosis de radiación prescrita al volumen tumoral, 
preservando en la medida de lo posible los órganos de 
riesgo circundantes. Por ello, el correcto posicionamiento 
del paciente en la unidad de tratamiento es crucial para 
llevar a cabo la irradiación de acuerdo con lo planifi-
cado. Habitualmente se coloca al paciente utilizando 
marcadores o referencias externas, como tatuajes en la 
piel, que se alinean con respecto a los indicadores lumi-
nosos del equipo (láseres, cruceta, telémetro) para situar 
el volumen a tratar dentro del haz de radiación. En la 
figura 7-1 se muestra una máscara correspondiente a un 
tratamiento localizado en cabeza y cuello. Los láseres 
rojos permiten situar la máscara respecto al isocentro 
de la unidad de tratamiento. La proyección de la cruceta 
sobre el telémetro permite determinar la distancia del 
foco de radiación respecto a la superficie del paciente, en 
este caso la máscara. Las marcas (cruces rojas) y la forma 
de los campos (contorno negro) ayudan a posicionar al 
paciente inmovilizado por la máscara.
Sin embargo, los marcadores externos no siempre son 
representativos de la posición de los órganos internos: 
la piel del paciente puede estirarse o deformarse con 
facilidad, las máscaras tienen pequeñas holguras que 
permiten al paciente ligeras variaciones en la posición, y 
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
82
los órganos internos tienen cierta movilidad, por lo que 
no siempre están en la misma ubicación. Para comprobar 
con mayor precisión el posicionamiento del paciente, en 
la propia sala de tratamiento se obtienen imágenes de 
su anatomía que se comparan con las adquiridas en el 
proceso de simulación, y se corrige el posicionamiento 
o el acondicionamiento del paciente (p. ej., nivel de 
llenado de la vejiga o del recto) si fuese necesario. A esta 
modalidad de radioterapia se la denomina radioterapia 
guiada por la imagen (IGRT, image guided radiotherapy).
Un sistema de guiado por la imagen debe ser capaz de 
generar, en cada sesión de tratamiento, imágenes con 
calidad suficiente para distinguir entre tejidos blandos. 
También ha de ser simple y rápido, reduciendo la pro-
babilidad de movimientos del paciente y favoreciendo 
el rendimiento de la unidad de tratamiento al acortar los 
tiempos de espera. Cuando la adquisición de la imagen 
se realiza previamente a la sesión de tratamiento, permite 
corregir la posición del paciente antes de su irradiación y 
compensar el movimiento entre sesiones de tratamiento o 
movimiento interfracción. Si se adquieren imágenes durante 
la sesión de tratamiento puede controlarse el movimiento 
intrafracción, y adquiriendo de modo continuo es posible 
monitorizar el movimiento de la lesión, sincronizándolo 
con la irradiación a lo largo de toda la trayectoria (tracking) 
o en una posición determinada (gating) de la lesión.
La localización del volumen tumoral mediante imagen no 
elimina en su totalidad los errores de posicionamiento, 
ya que, además de movimientos internos involuntarios 
del paciente, existen limitaciones mecánicas del equipo, 
imprecisiones del observador que analiza la imagen, 
etc., que impiden la completa corrección. Para tener en 
cuenta estos efectos, se definen márgenes que aumentanla zona a irradiar garantizando que el volumen tumoral 
reciba la dosis de radiación prescrita. Aplicando márgenes 
grandes se asegura la administración de dosis al tumor a 
costa de incluir mayor cantidad del tejido sano próximo. 
El guiado por imagen permite reducir, pero no suprimir, 
estos márgenes sin afectar al tratamiento del tumor.
Existen distintas modalidades de equipos que ayudan a 
posicionar al paciente mediante imagen en la unidad de 
tratamiento. La mayoría implican el uso de radiaciones 
ionizantes para la obtención de imágenes aprovechando 
el propio haz de fotones de tratamiento (denomina-
das imágenes portales), o bien incorporan equipos de 
rayos X, ya sea integrados en la unidad (LMID, LINAC 
mounted imaging devices, conocidos también como OBI, 
on board imager) o independientes de esta. Aunque tam-
bién se ha investigado la formación de imágenes a partir 
de la radiación de frenado presente en los haces de elec-
trones, su uso no se ha extendido a la práctica clínica 
habitual. Los efectos biológicos debidos a la exposición a 
radiaciones ionizantes dependerán de la dosis absorbida, 
y se describen en profundidad en el correspondiente 
capítulo 11 (Radiobiología).
Otras modalidades de IGRT obtienen imágenes median-
te ultrasonidos o cámaras de vídeo. Asimismo, se dis-
pone de técnicas de localización y posicionamiento del 
paciente por radiofrecuencia o infrarrojo (radiación elec-
tromagnética no ionizante, fig. 7-2), que no precisan 
imagen y suelen utilizarse de forma complementaria al 
guiado por la imagen.
Independientemente de la técnica de adquisición de 
imagen empleada, se necesitan imágenes de referencia 
obtenidas en la simulación (convencional o mediante 
tomografía computarizada [TC]) para evaluar las posi-
bles desviaciones entre ambos juegos de imágenes, 
esto es, entre la posición sobre la que se ha diseñado 
el tratamiento y la posición detectada en la unidad de 
tratamiento. En el caso de simulación convencional, se 
comparan imágenes bidimensionales (2D), mientras que 
para la simulación TC puede ocurrir que el posiciona-
mi ento en tratamiento sea mediante proyecciones 2D, 
y entonces se requiere generar reconstrucciones radiográ-
ficas digitales (DRR, digital radiographic reconstructions) de 
dichas proyecciones a partir del estudio tridimensional 
(3D) TC de simulación. La figura 7-3 muestra la DRR de 
una incidencia lateral. También el sistema de adquisición 
de imagen en la unidad de tratamiento puede proporcio-
nar imágenes tomográficas y compararlas directamente 
con el estudio volumétrico de simulación.
Para determinar los desplazamientos existentes entre 
imágenes se utilizan herramientas informáticas similares 
a las empleadas para comparar distintas modalidades de 
imagen, como TC, resonancia magnética (RM) o tomo-
grafía por emisión de positrones (PET). Estos programas, 
además de automatizar el registro (ajuste de posición 
entre imágenes para hacerlas coincidir) y la fusión (visua-
lización superpuesta) de imágenes, cuantifican el des-
plazamiento detectado. La mayoría de los algoritmos de 
registro asumen el paciente como una estructura rígida, 
no deformable, y consideran sólo traslaciones y rotacio-
nes en los tres ejes del espacio (seis grados de libertad). 
En los casos de guiado por imagen 2D, normalmente 
las aplicaciones informáticas proporcionarán sólo datos 
de traslaciones, y se aportarán datos de rotaciones gene-
ralmente para estudios de imagen 3D. En la figura 7-4 
FIGURA 7-1
Alineamiento de máscara mediante indicadores luminosos.
CAPÍTULO 7
Equipos de control de posicionamiento guiado por imagen en radioterapia
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se muestra el convenio de traslaciones y rotaciones 
utilizado en radioterapia. Se establece considerando al 
paciente en posición supina (boca arriba) con la cabeza 
hacia el cabezal del equipo de teleterapia. El desplaza-
miento lateral de derecha a izquierda (RL) se correspon-
de con el eje X, el desplazamiento longitudinal de pies a 
cabeza (FH) con el eje Y, y el desplazamiento vertical en 
sentido posteroanterior (PA) con el eje Z. Se denomina 
pitch a la rotación respecto al eje lateral X (RL), roll cuando 
la rotación se produce respecto al eje longitudinal Y (FH), 
y yaw para el giro respecto al eje vertical Z (PA).
Analizando los desplazamientos registrados en el posi-
cionamiento del paciente a lo largo de las sesiones de 
tratamiento, pueden observarse tendencias debidas, 
por ejemplo, a holguras en la máscara o a pérdida de 
peso del paciente, y entonces es posible corregir el 
problema o modificar el tratamiento para adminis-
trar la dosis de la manera prevista. Estudiar muestras 
de pacientes por patología o localización permite 
establecer los márgenes de seguridad adaptados a los 
protocolos de inmovilización e IGRT utilizados en 
cada centro.
FIGURA 7-2
Espectro electromagnético. La radiación electromagnética se propaga, sin necesidad de medio material, a través de ondas cuya energía es proporcional 
a la frecuencia e inversamente proporcional a su longitud de onda. Sólo la radiación electromagnética de alta frecuencia es capaz de ionizar la materia.
FIGURA 7-3
Reconstrucción radiográfica digital (DRR) de una incidencia 
lateral, en la que se superponen las estructuras presentes 
en todas las vistas o cortes sagitales de las imágenes 
de tomografía computarizada.
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
84
3. EVOLUCIÓN HISTÓRICA
Se tiene constancia del uso de la imagen en los anti-
guos aceleradores de terapia de kilovoltaje (kV) y, pos-
teriormente, en aceleradores de alta energía de fotones 
(megavoltaje, MV), así como en unidades de cobaltote-
rapia, donde se obtenían imágenes con película radio-
gráfica situada tras el paciente, a la salida del haz de 
tratamiento. La imagen se utilizaba tanto para verificar 
la técnica de inmovilización como para comprobar 
el correcto diseño de los moldes de tratamiento, más 
que la posición en sí del paciente, debido a la falta de 
resultados inmediatos y a la escasa calidad de la imagen 
radiográfica que se obtenía con haces de fotones de alta 
energía, por lo que el posicionamiento del paciente res-
pecto a los haces de tratamiento se realizaba basándose 
en marcas dibujadas sobre la piel. Para mejorar la cali-
dad de imagen, en algunos centros se desarrollaron sis-
temas de tubos de rayos X, análogos a los empleados en 
radiodiagnóstico, acoplados a unidades de cobalto-60 
o integrados en el brazo de los aceleradores. Sin embar-
go, tales desarrollos fueron intentos aislados que no 
se extendieron a la práctica habitual, quizás debido 
a la necesidad de una herramienta que realizara una 
comparación cuantitativa y rápida con los datos de 
referencia del paciente. Más tarde, la disponibilidad 
de ordenadores y programas informáticos capaces de 
registrar y fusionar imágenes cuantificando las dife-
rencias existentes permitió retomar la investigación 
sobre el uso de imágenes en la sala de tratamiento para 
posicionamiento del paciente. La figura 7-5 muestra la 
primera unidad de tratamiento con sistema para guiado 
por imagen.
Hasta las últimas décadas del siglo XX no se implan-
tó el uso de la imagen como procedimiento habitual 
para verificar el posicionamiento en los tratamientos 
de radioterapia. De hecho, los primeros estudios con 
guiado por la imagen sistematizados se realizaron para 
tratamientos de intensidad modulada (IMRT, intensity 
modulated radiotherapy) (esta técnica modifica o modula 
la intensidad del haz de radiación, lo que permite el 
diseño de tratamientos complejos en los cuales la dosis 
se ajusta especialmente al volumen tumoral para evitar 
la irradiación de órganos radiosensibles próximos, y que 
por lo tanto requieren gran precisión en la colocación del 
paciente para minimizar la dosis en los órganos de riesgo 
y garantizar que el tumor recibe la dosis de radiación 
indicada).
En las unidades de terapia de protones se realizaronverificaciones pretratamiento utilizando tres equipos de 
rayos X instalados en la sala.
FIGURA 7-5
Primer equipo de cobalto-60 isocéntrico con sistema de imagen guiada de 
rayos X de kV, instalado en Holanda en 1960. (Por cortesía del Departamento 
de Historia de la Radioterapia del Instituto de Cáncer Holandés.)
FIGURA 7-4
Convenio de traslaciones y rotaciones utilizado en 
radioterapia para definir la posición del paciente.
CAPÍTULO 7
Equipos de control de posicionamiento guiado por imagen en radioterapia
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Para aceleradores de electrones se desarrollaron sistemas 
de imágenes portales, denominados así porque utilizan 
las «puertas» de entrada de los haces de tratamiento, 
proporcionando, además de la imagen anatómica, la 
forma del campo de irradiación en el paciente. Estos dis-
positivos se diseñaron en especial para haces de terapia 
de rayos X (fotones de MV), basados inicialmente en la 
combinación de pantallas fluorescentes y cámaras de 
vídeo. Como alternativa a esta tecnología, se propuso 
una matriz de cámara de ionización líquida. En fechas 
más recientes se han introducido los sistemas de imagen 
de silicio amorfo.
También se investigó la obtención de imágenes portales 
para campos de terapia de electrones, a partir de la radia-
ción de frenado originada por dichos haces (fig. 7-6). 
La interacción de haces de electrones de energía de MeV 
produce una pequeña cantidad de fotones de frenado, 
lo que supone una escasa eficiencia de detección en 
este tipo de diseños. Este problema, unido a los rápidos 
avances tecnológicos en sistemas portales para haces de 
fotones, hizo que se descartara el uso clínico de imágenes 
con haces de electrones.
Asimismo, las herramientas de comparación de imá-
genes se han ido perfeccionando, automatizando el 
proceso y posibilitando la evaluación de imágenes tri-
dimensionales. En un principio, estos desarrollos se 
centraban en corregir los desplazamientos entre sesiones 
de tratamiento, asumiendo que el tumor no se mueve 
durante la sesión. Los últimos avances en guiado por la 
imagen permiten controlar el movimiento intrafracción 
y hacen posible la sincronización de la irradiación con la 
posición de la lesión. Finalmente, la idea de utilizar los 
dispositivos de imágenes situados a la salida de haz del 
paciente durante el tratamiento para evaluar la dosis que 
recibe, inicia una nueva vía de aproximación a la radio-
terapia adaptativa (ART, adaptive radiotherapy), y facilita 
la toma de decisiones para modificar el tratamiento a 
partir de la dosis recibida. El objetivo de la radioterapia 
adaptativa, como su nombre indica, es adaptar el trata-
miento a las variaciones anatómicas experimentadas por 
el paciente respecto a la etapa de simulación; para ello, 
se altera el diseño del tratamiento a fin de impartir la 
dosis inicialmente prescrita, considerando los cambios 
en la geometría del paciente.
4. SISTEMAS DE IMAGEN RADIOLÓGICA 
BIDIMENSIONAL
De manera similar a la radiología convencional, la 
obtención de imágenes bidimensionales de la anatomía 
del paciente ha permitido la comprobación geométrica 
de su posicionamiento en la unidad de tratamiento. 
Para ello se utiliza radiación ionizante (habitualmente 
rayos X) que atraviesa la región del paciente a estudiar, 
alcanzando después el detector, que denominaremos 
receptor de imagen. Parte de los fotones del haz inciden-
te serán absorbidos y dispersados al interaccionar con 
los tejidos del paciente, y se alterarán la intensidad y la 
fluencia del haz a la salida del paciente. La energía y el 
número de fotones del haz de salida dependen tanto de 
sus valores iniciales como de la composición y la den-
sidad de las estructuras atravesadas, lo que proporciona 
información de la anatomía del paciente. Este haz de 
fotones modificado interaccionará con el receptor, que 
detecta y transforma la radiación en imagen.
Se trata de una imagen en negativo, en la cual las estruc-
turas que tienen más probabilidad de interacción (mayor 
número atómico) atenúan y dispersan mayor cantidad 
de fotones, por lo que el detector recoge menor señal de 
radiación al atravesarlas, mientras que estructuras 
de número atómico más bajo atenuarán y dispersarán 
fotones en menor medida, por lo que el detector regis-
trará mayor número de fotones procedentes de estas 
estructuras. La diferente absorción de fotones propor-
ciona información útil sobre la anatomía del paciente, 
mientras que la radiación dispersa contribuye a la dosis 
recibida por el paciente y produce emborronamiento 
en la imagen si alcanza el receptor. Debido a esto, en 
radiodiagnóstico se utilizan energías del orden de 100 kV 
para favorecer la probabilidad de efecto fotoeléctrico, 
que supone la absorción completa de la energía del fotón 
incidente, frente a otros mecanismos de interacción. En 
cambio, los haces con energías del orden de MV pre-
sentan mayor probabilidad de interacción Compton, 
lo que implica absorción parcial de la energía del fotón 
incidente y dispersión de fotones. Por lo tanto, la calidad 
de imagen será peor si empleamos haces de alta energía.
Las imágenes obtenidas representan la proyección en 
dos dimensiones (2D) de la anatomía del paciente 
FIGURA 7-6
Obtención de imágenes mediante haces de electrones. 
La fotografía de la izquierda muestra el montaje 
utilizado para adquirir una imagen de un maniquí 
antropomórfico mediante un haz de electrones colimado. 
A la derecha se muestra la correspondiente imagen. 
(Imágenes por cortesía de Jean Poliot y Michèle Aubin, 
Departamento de Oncología Radioterápica 
de la Universidad de California, San Francisco.)
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
86
como consecuencia de la atenuación de la radiación 
al interaccionar con estructuras tridimensionales (3D). 
Esto ocasiona una pérdida de información, en cuanto 
a que las estructuras situadas en una misma línea de 
proyección se suman de manera indiscernible en un 
punto de la imagen. Por eso, en radiología se realiza más 
de una proyección, variando el ángulo de incidencia, 
para distinguir estructuras que puedan verse apantalladas 
por otras interpuestas en la trayectoria del haz de radia-
ción. Para ayudar en la localización de la lesión a tratar 
pueden implantarse quirúrgicamente varios marcadores 
radioopacos (que absorben gran cantidad de radiación), 
fácilmente identificables en las imágenes.
En radioterapia, para posicionar al paciente respecto al 
isocentro de radiación, se hace necesaria la adquisición 
de al menos dos proyecciones. Normalmente se adquie-
ren dos imágenes ortogonales (fig. 7-7): una tomada en 
sentido anteroposterior (AP) o posteroanterior (PA), que 
proporciona información sobre la posición longitudinal 
(dirección cráneo-caudal) y lateral del paciente, y otra 
tomada en dirección lateral, ya sea, de izquierda a dere-
cha (LR, left-right) o viceversa (RL, right-left), que permite 
evaluar la posición longitudinal y vertical (dirección AP) 
del paciente.
Para una correcta interpretación de la imagen debe tener-
se en cuenta el aumento o magnificación que se produce 
al alejar el objeto a radiografiar del receptor de imagen. 
Es por esto que las dimensiones de los objetos en la ima-
gen serán siempre mayores que las reales, salvo que se 
trate de un objeto plano en contacto con el receptor. En 
consecuencia, las estructuras del paciente más próximas 
a la fuente de radiación, y por lo tanto más alejadas del 
receptor de imagen, experimentarán un aumento mayor 
que aquellas situadas más próximas al detector (y dis-
tantes de la fuente de radiación). Los esquemas de la 
figura 7-8 ilustran el efecto de magnificación y pérdida de 
información que tiene lugar en la obtención de imágenes 
bidimensionales.
FIGURA 7-7
Proyecciones perpendiculares anteroposterior (AP, figura izquierda) y lateral derecha-izquierda (RL, figura derecha). La proyección AP permite evaluar 
el posicionamiento en dirección lateraly longitudinal, mientras que la proyección RL proporciona información sobre la posición en dirección vertical 
y longitudinal.
FIGURA 7-8
Magnificación y pérdida de información en la obtención de imágenes 
bidimensionales. En la figura de la izquierda, dos objetos de iguales 
dimensiones experimentan distintas magnificaciones en función de su 
distancia al foco y al receptor de imagen: el círculo azul se encuentra 
más cerca del foco emisor de radiación que del receptor de imagen, 
y proyecta una «sombra» mucho mayor que el círculo rojo, que está 
más próximo al receptor. En la imagen de la derecha, las dos estructuras 
se solapan parcialmente en la trayectoria del haz, proyectando una 
única sombra correspondiente a la atenuación de la radiación al 
atravesar ambas estructuras. En este caso, la proyección utilizada no 
permite distinguir ambos objetos.
CAPÍTULO 7
Equipos de control de posicionamiento guiado por imagen en radioterapia
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4.1. Imágenes portales
Se denomina imagen portal a la obtenida mediante la 
exposición al haz de radiación de tratamiento de teletera-
pia. Esto supone el uso de altas energías, lo que redunda 
en una peor calidad de imagen frente al radiodiagnós-
tico. En los aceleradores lineales multienergéticos suele 
emplearse la menor energía de fotones disponible para 
lograr un mejor contraste.
Las imágenes portales presentan además otras utilidades, 
como la verificación dosimétrica de los tratamientos o la 
determinación de la dosis recibida por el paciente, cali-
brando la señal detectada por el receptor de imagen en 
dosis absorbida. También sirven para realizar compro-
baciones geométricas del haz de radiación de la unidad 
de tratamiento, tales como la coincidencia del campo 
de luz y del campo de radiación, o la localización del 
isocentro de radiación respecto al isocentro mecánico.
Además, permiten verificar la forma del campo sobre 
el volumen a irradiar para haces de tratamientos con-
formados por el colimador multilámina (MLC, multi-
leaf collimator), utilizando habitualmente la técnica de 
doble exposición que consiste en adquirir una imagen 
con las láminas en posición de tratamiento y otra con 
las láminas retiradas y las mordazas abiertas varios 
centímetros respecto a la posición anterior (fig. 7-9). 
El campo de tratamiento aparecerá sombreado en la 
imagen, facilitando la identificación de la forma del 
campo y su posición respecto a estructuras anatómicas 
próximas al volumen de tratamiento. Esta práctica sirve 
fundamentalmente para comprobar el correcto posicio-
namiento del MLC en los campos de tratamiento, y es en 
especial útil en instalaciones antiguas que no dispongan 
de redes informáticas de verificación y registro de datos. 
Los equipos actuales cuentan con sofisticados y fiables 
sistemas de seguridad que impiden la irradiación si 
las láminas no están situadas conforme al tratamiento 
diseñado, por lo que suele ser suficiente la localización 
del paciente respecto al isocentro mediante proyecciones 
ortogonales.
PELÍCULA RADIOGRÁFICA
Según hemos visto anteriormente, es el método más 
antiguo de radioterapia guiada por imagen, en el que 
esta se obtiene utilizando el propio haz de radiación del 
equipo de teleterapia y receptores de imagen similares a 
los chasis radiográficos convencionales.
La película radiográfica permite obtener una imagen de 
un objeto irradiado a partir de la interacción de la radia-
ción emergente del objeto con los cristales de haluros de 
plata contenidos en su emulsión. Requiere un procesado 
químico para revelar la imagen latente generada por la 
radiación. La figura 7-10 muestra el funcionamiento 
básico de una máquina de revelado automático para 
películas radiográficas. La emulsión de la película es 
sensible tanto a la radiación de alta energía como a la 
luz visible. Por ello, para evitar la aparición de artefac-
tos o velado de las películas, deberán manipularse en 
cuartos oscuros con luz roja (fotones visibles de menor 
energía), y almacenarse en zonas no expuestas a radia-
ción, siguiendo las recomendaciones de temperatura y 
humedad especificadas por el fabricante.
Una película irradiada y posteriormente revelada mos-
trará mayor grado de ennegrecimiento en las zonas donde 
haya recibido mayor exposición o dosis de radiación. 
Atendiendo a la probabilidad de interacción de los tejidos 
en función de su composición, podemos identificar como 
huesos las zonas blancas (menos expuestas) con estruc-
turas de alto número atómico (mayor probabilidad de 
absorción y dispersión de fotones). Las áreas negras (más 
expuestas) se corresponden con medios de bajo número 
atómico (menor probabilidad de absorción y dispersión 
de fotones), como el aire presente en los intestinos o los 
pulmones. Los tejidos de número atómico intermedio, 
como los músculos, quedarán representados en tonos 
FIGURA 7-9
Las imágenes de doble exposición se obtienen como suma de dos irradiaciones: una con la colimación del haz de tratamiento y otra para un campo 
rectangular mayor que el de tratamiento.
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
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de grises más o menos intensos en función de la menor 
o mayor probabilidad de interaccionar con fotones.
En radiodiagnóstico se utilizan películas y chasis para el 
rango de energía de rayos X (kV) con pantallas intensifi-
cadoras o de refuerzo que, además de convertir la radia-
ción en luz, amplifican la señal detectada mejorando la 
calidad de imagen, lo que permite reducir la energía (kV) 
y la intensidad (mA) del haz de radiación utilizado y, 
con ello, la dosis de radiación recibida por el paciente. 
Sin embargo, la obtención de imágenes con haces de 
terapia conlleva la exposición a fotones de mayor ener-
gía (MV), por lo que resultan necesarios receptores de 
imagen adaptados a estas condiciones de irradiación.
Inicialmente las imágenes portales se adquirían situando 
el chasis entre una lámina de Cu y otra de plástico o metá-
lica, a modo de sándwich. Se interponía una lámina de 
aproximadamente 1 mm de Cu para absorber fotones de 
baja energía del haz de tratamiento y generar electrones 
de alta energía que alcanzaran la película. La lámina de 
plástico o metal situada tras el chasis se colocaba para 
retrodispersar parte de los electrones que escapasen del 
chasis. Para obtener distintas proyecciones se utilizaban 
bandejas portachasis (accesorios que permitían disponer-
lo en distintas posiciones y orientaciones, fig. 7-11), bus-
cando siempre su irradiación perpendicular al haz. Se 
desarrollaron sistemas película-chasis específicos para el 
rango de energía de teleterapia, consiguiendo una mejora 
en la calidad de las imágenes. No obstante, en los últimos 
años la tendencia de las películas radiográficas, tanto en el 
ámbito de diagnóstico como en el de radioterapia, ha sido 
la de desaparecer, siendo sustituidas por sistemas digitales.
El principal inconveniente de la obtención de imágenes 
portales mediante película radiográfica es el tiempo que 
transcurre desde que el paciente está posicionado en 
la mesa de tratamiento hasta que la imagen, tomada 
a continuación, está lista para su análisis. El proceso 
de revelado dura varios minutos, durante los cuales 
el paciente deberá permanecer inmóvil. Además, las 
imágenes pueden presentar sobreexposición o subex-
posición (muy oscura o muy clara) como consecuen-
cia de una técnica de irradiación no adecuada o de 
variaciones de temperatura o de concentración de los 
líquidos de procesado en el revelado, lo que dificulta 
su interpretación o, incluso, motiva la adquisición de 
nuevas imágenes. A diferencia de los sistemas de registro 
digitales, las películas radiográficas no permiten realizar 
FIGURA 7-10
Máquina de revelado automático de películas radiográficas. El sistema de rodillos de la procesadora sumerge la película en una primera cubeta o tanque 
con líquido para revelar la imagen latente, y después en otra cubeta con líquidopara fijar la distribución de iones que configuran la imagen. Por último, 
la película se sumerge en agua para eliminar la presencia de los líquidos anteriores, y el proceso concluye con un ciclo de secado.
FIGURA 7-11
Ejemplos de sujeción de chasis para la obtención de imágenes portales 
mediante un pedestal móvil orientable (a la izquierda) o con anclajes 
a la mesa de tratamiento (fotografía de la esquina inferior derecha).
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ajustes posteriores que mejoren la visualización de las 
imágenes adquiridas. La comparación entre imágenes se 
realiza de manera cualitativa, por apreciación visual, y 
proporcionan valores de desplazamiento aproximados, 
salvo que se digitalicen las películas mediante escáner 
para su registro informatizado. Se trata de un material 
fungible (las películas no pueden ser reutilizadas una vez 
irradiadas) y especialmente sensible, que exige una cui-
dosa manipulación y almacenamiento, así como la insta-
lación (preferiblemente en un lugar cercano a las ins-
talaciones de radioterapia) y el mantenimiento periódico 
de una reveladora. Por otro lado, los dispositivos de 
sujeción para el chasis no garantizan su correcto alinea-
miento (centrado en la zona a tratar y perpendicular al 
haz de radiación), y en ocasiones se obtienen imágenes 
incompletas para la localización de la lesión a tratar o 
proyecciones oblicuadas que proporcionan información 
anatómica engañosa. En la figura 7-12 se muestra una 
comparación entre la radiografía obtenida en un simu-
lador convencional y su correspondiente imagen portal 
radiográfica, para un haz tangencial en un tratamiento 
de mama. Se observa una discrepancia en el posiciona-
miento de la paciente: la curvatura de la pared costal no 
se encuentra en la misma situación respecto al campo 
de tratamiento. Además, la imagen portal adquirida 
mediante la técnica de doble exposición proporciona un 
tamaño de campo trapezoidal, en lugar de rectangular 
como el de simulación, por falta de perpendicularidad 
del receptor de imagen respecto al haz de tratamiento.
RADIOGRAFÍA COMPUTARIZADA
La progresiva evolución de la radiología basada en pelí-
cula radiográfica hacia sistemas de registros digitales ha 
llevado a la implantación de esta tecnología, emergente 
en radiodiagnóstico, en el ámbito de la radioterapia guia-
da por la imagen. Tal es el caso de los primeros dispositi-
vos digitales conocidos como CR, de computed radiography 
(radiografía computarizada). Los receptores de imagen 
CR tienen un aspecto similar al de los chasis convencio-
nales (fig. 7-13), sustituyendo la película radiográfica por 
una lámina fotoluminiscente que almacena la imagen de 
forma latente y requiere también un procesado previo 
a su visualización. A cambio, proporciona una imagen 
digital y, por lo tanto, susceptible de posteriores ajustes 
para un mejor análisis.
El haz de fotones atenuado tras atravesar al paciente 
incide sobre la pantalla de fósforo contenida en el chasis, 
y excita sus átomos al absorber la energía de los fotones 
incidentes. Parte de la energía absorbida es emitida ins-
tantáneamente en forma de luz, mientras que algunos 
átomos permanecen excitados en estados metaestables 
(o trampas de energía). Para su desexcitación necesitan 
ser estimulados mediante radiación electromagnética, 
liberando la energía acumulada en las trampas y emi-
tiendo de nuevo señal luminosa (luminiscencia), bien de 
manera inmediata (fluorescencia) o bien gradualmente a 
partir del estímulo (fosforescencia). Ambos fenómenos 
luminiscentes coexisten en el proceso de desexcitación. 
Para la obtención de la imagen se utiliza la emisión con-
trolada de fluorescencia.
En la figura 7-14 se muestra un lector de CR junto con 
diagramas que describen su funcionamiento, así como 
los fenómenos que tienen lugar en los átomos de la 
pantalla fotoluminiscente.
El proceso de lectura de la imagen consiste en estimular 
con luz (fotoestimulación) la pantalla de fósforo irradia-
da. Para ello se emplea un escáner cuyo haz de láser 
barre la superficie de la lámina y provoca, a su paso, la 
emisión de la energía acumulada en las trampas. Esta 
señal luminosa emitida es detectada por tubos fotomulti-
plicadores que convierten la radiación visible en señal 
eléctrica amplificada para su posterior digitalización. 
Por motivos de continuidad y consistencia con las pelí-
culas radiográficas, la radiología digital ha mantenido 
el convenio de representación de la imagen en escala de 
FIGURA 7-12
La imagen de la izquierda corresponde a una simulación 
convencional de un haz tangencial para el tratamiento 
de mama. A la derecha se muestra su imagen portal 
obtenida mediante película radiográfica. La proyección 
del campo de tratamiento está remarcada en trazo 
amarillo discontinuo, mientras que el trazo curvilíneo 
en ambas imágenes representa la pared costal, 
situada entre la mama y el pulmón.
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
90
grises, haciendo corresponder el color blanco o negro a 
una menor o mayor detección de señal, debida por lo 
tanto a la presencia de estructuras de alto y bajo número 
atómico, respectivamente. Sin embargo, es posible repre-
sentar la intensidad de radiación utilizando otra paleta 
de colores, invertir la escala, aplicar filtros de imagen para 
reducir el ruido o, simplemente, variar el ancho y el nivel 
de ventana para visualizar convenientemente determina-
das estructuras. Existen, por ejemplo, valores de ventana 
predeterminados, en especial indicados para visualizar 
tejido blando, óseo o pulmonar. Constituye una práctica 
habitual en la localización para tratamien tos de cán-
cer de mama el modificar la ventana para ver la pared 
costal y el pulmón, y por otro lado la piel, para iden-
tificar el contorno de la mama. En la figura 7-15 se mues-
tran diferentes visualizaciones a partir de una imagen 
radiológica digital.
La adquisición de imágenes mediante CR también 
requiere cierto tiempo debido al procesado necesario 
para su lectura y visualización, aunque menos que el 
invertido en el proceso de revelado de películas. Por 
esta razón, resulta recomendable disponer del sistema 
de lectura en las proximidades de las salas de trata-
miento para acortar los tiempos de espera. El hecho 
de que las imágenes sean digitales permite su posterior 
manipulación para mejorar la visualización, e incluso 
corregir o compensar posibles defectos debido a la téc-
nica de exposición seleccionada, con lo que se reduce 
FIGURA 7-14
Lectura de CR. La fotografía de la izquierda muestra un lector y un chasis de CR. La CR se basa en la desexcitación fotoestimulada de materiales, 
como el fósforo, cuyos átomos permanecen excitados tras la exposición a rayos X. En el diagrama superior derecho se describe el comportamiento 
atómico, mientras que el esquema inferior derecho resume el funcionamiento de un lector.
FIGURA 7-13
Chasis para película radiográfica (fotografías 
de la izquierda) y para CR (fotografías de la derecha).
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la tasa de repetición de imágenes. También facilita el 
registro informático de imágenes, proporcionando así 
datos cuantitativos fiables. A diferencia de las películas, 
las láminas de fósforo son reutilizables, tras su corres-
pondiente proceso de borrado mediante escaneo láser 
para eliminar la imagen remanente, aunque su vida útil 
es limitada. Igualmente, presenta problemas de alinea-
miento respecto al paciente y al haz de radiación, debi-
dos a la imprecisión de algunos sistemas de sujeción. 
En general, proporciona mejor calidad de imagen que 
la película radiográfica, e incluso que los dispositivos 
electrónicos de imagen portal iniciales. En la figura 7-16 
se compara unaimagen de DRR con su correspondiente 
imagen portal obtenida mediante CR.
DISPOSITIVOS ELECTRÓNICOS 
DE IMAGEN PORTAL
Los dispositivos electrónicos de imagen portal (EPID, 
electronic portal imaging device) son sistemas receptores de 
imagen integrados en los aceleradores lineales de electro-
nes que adquieren la imagen utilizando habitualmente 
la menor energía de fotones disponible, para mejorar el 
contraste, y obtienen imágenes con gran rapidez.
Suelen estar acoplados de forma permanente al acelera-
dor por medio de un brazo mecánico articulado que per-
mite situar el receptor de imagen enfrentado al haz, para 
detectar la radiación a la salida del paciente, o bien reple-
gar el receptor de imagen cuando no es utilizado para 
evitar posibles colisiones con la mesa de tratamiento o 
con el paciente. Es posible variar la posición del detector, 
tanto en altura como lateralmente y longitudinalmente, 
para realizar la adquisición adaptándose a la geometría 
de irradiación.
No obstante, algunos de los primeros diseños eran 
removibles (accesorios que podían quitarse y ponerse) 
y situaban el receptor en una posición fija invariable 
al anclarlo al brazo para la adquisición de la imagen. 
FIGURA 7-15
La imagen de la izquierda corresponde a una radiografía de muñeca sin procesar, mientras que en la imagen central se ha ajustado en ancho y nivel 
de ventana para una mejor visualización ósea, y en la imagen derecha se ha invertido la escala de grises.
FIGURA 7-16
Posicionamiento de una paciente para el tratamiento 
de un cáncer de mama mediante imagen portal de 
exposición simple adquirida con CR. Ambas imágenes 
muestran la proyección de un campo de tratamiento 
tangencial; la imagen izquierda corresponde a la 
reconstrucción radiográfica digital (DRR) obtenida 
a partir de la TC de simulación, y la imagen derecha 
corresponde a la imagen portal de CR.
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
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En ambos casos, el receptor de imagen gira de manera 
solidaria al cabezal, permitiendo la adquisición de imá-
genes en cualquier incidencia (no sólo AP/PA y RL/LR), 
y el posicionamiento del receptor resulta más sencillo 
y preciso que en los casos anteriores. Aunque deben 
comprobarse los correctos nivelado y posicionamien-
to del detector, presenta menos problemas en cuanto 
a la precisión geométrica, ya que el foco de radiación 
empleado para generar la imagen es el mismo que el de 
tratamiento. La figura 7-17 muestra distintos diseños 
de EPID para aceleradores lineales de electrones.
Estos equipos de imagen surgieron a finales de los años 
1950 como solución al problema de la falta de inme-
diatez de las películas radiográficas, por el tiempo que 
ha de transcurrir entre la irradiación de la película y la 
disponibilidad de la imagen para su análisis, después 
de su revelado. En cambio, los sistemas EPID obtienen 
imágenes digitales de manera relativamente sencilla y 
ágil, transformando la radiación en señal eléctrica. Esto, 
junto con el hecho de que están incorporados en los 
propios aceleradores lineales de electrones, hace posible 
disponer de la imagen casi de inmediato. La electrónica 
asociada a estos equipos es sensible a la radiación, por lo 
que deberá restringirse la exposición al área de detección 
para evitar fallos y prolongar la vida de los componentes.
A diferencia de los chasis con película o pantalla de fós-
foro, no es necesario acceder a la sala de tratamiento para 
situar el receptor de imagen en cada adquisición, lo que 
facilita la obtención de imágenes durante el tratamiento, 
incluso en modo continuo o secuencial para verificar el 
movimiento intrafracción del paciente. (La adquisición de 
imágenes de manera continua se conoce como fluoroscopia 
o modo escopia, mientras que la adquisición de sucesivas 
imágenes de denomina modo cine.) Si se calibra el sistema 
en dosis absorbida, podría utilizarse como dosímetro 
in vivo, midiendo la dosis recibida por el paciente en la 
unidad de tratamiento, que podrá ser comparada con 
la dosis teórica calculada en el diseño del tratamiento.
Existen diversos tipos de EPID, que han ido evoluciona-
do desde el uso de detectores fluoroscópicos acoplados 
a cámaras de televisión (TV) hasta matrices de paneles 
planos, pasando por matrices de cámaras de ionización 
líquidas.
Equipos fluoroscópicos basados en cámaras ópticas
Estos sistemas EPID están constituidos por una estructu-
ra formada por una placa metálica de 1 o 2 mm de co-
bre, acero o latón, y una pantalla de un compuesto de 
fósforo fluorescente acoplado a una cámara de TV o CCD 
(charge-coupled device, dispositivo de carga acoplada). El 
haz de tratamiento que ha atravesado al paciente incide 
en la plancha metálica, arranca electrones de sus átomos 
y son absorbidos los fotones de menor energía (que dis-
minuirían el contraste de la imagen). Estos electrones 
interaccionan con la pantalla de fósforo provocando la 
FIGURA 7-17
Dispositivos electrónicos de imagen portal de aceleradores lineales de electrones. Su diseño evolucionó desde modelos removibles de posición fija (A) 
hasta sistemas retráctiles articulados (C) y de posición variable (B y D). (A, C y D tomadas de: Munro P. Portal imaging technology: past, present, 
and future. Semin Radiat Oncol. 1995;5:115-33, con autorización de Elsevier; B tomada de: Antonuk LE. Physics in medicine and biology, 47 2002 
R31-R65, con autorización del autor y del Institute of Physics Publishing.)
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emisión de radiación visible (debido a la fluorescencia), 
que es focalizada hacia la cámara mediante un espejo 
para evitar la irradiación directa de los componentes 
ópticos y electrónicos. La figura 7-18 ilustra el funcio-
namiento del EPID de fluoroscopia.
Si se utiliza una cámara de TV, normalmente tipo vidi-
con, su objetivo está compuesto de una capa de material 
fotoconductor que emite electrones al absorber la luz 
incidente, quedando cargada positivamente en función 
de la señal recibida. Mediante un haz de electrones 
se barre esta distribución de carga (que representa la 
imagen). Se produce una pérdida de electrones del haz 
de barrido al incidir en áreas positivas (por ausencia 
de electrones) del fotoconductor que atraen y capturan 
electrones para llenar sus huecos. La corriente eléctrica 
así generada forma la señal de vídeo, que es digitalizada 
para obtener una imagen digital. Este funcionamiento 
se asemeja al de los equipos intensificadores de imagen 
utilizados convencionalmente en fluoroscopia, y muestra 
también cierto grado de distorsión geométrica y rema-
nencia en sus imágenes.
Siguiendo la tendencia de la fluoroscopia en radiodiag-
nóstico, las cámaras de TV han sido sustituidas por cáma-
ras CCD, que consisten en una matriz bidimensional de 
sensores luminosos de estado sólido y condensadores, 
de modo que cada combinación de ambos forma un 
píxel. Están compuestas de silicio, un material semicon-
ductor fotosensible que produce pares electrón-hueco al 
interaccionar con fotones luminosos. Estos sistemas son 
más compactos que los basados en cámara de TV y sus 
imágenes no presentan distorsión ni fenómenos de rema-
nencia de imagen, pero sí un mayor nivel de ruido que 
puede requerir algún tipo de posprocesado para reducirlo.
En la figura 7-19 se muestran los distintos sistemas de 
cámaras ópticas utilizadas en EPID fluoroscópicos.
Existe una variedad de sistemas portales basados en señal 
de vídeo (fig. 7-20), que abarca dispositivos en parte o 
completamente retráctiles, otros rígidos y removibles, 
e incluso algunos, desarrollados por fabricantes inde-
pendientes a los aceleradores lineales de electrones, que 
además de desmontables son portátiles.
En general, el uso de EPID fluoroscópicos, disponibles 
desde la década de 1980, supuso mejoras frente a la 
adquisición de imágenes portales con chasis (ya sea pelí-
cula o CR),en cuanto a la precisión de posicionamiento 
del receptor de imagen y la reducción de los tiempos 
de espera, pero no especialmente en lo que se refiere a 
calidad de imagen (fig. 7-21). Por otro lado, la limitada 
o nula movilidad de su estructura a menudo obligaba 
a desacoplarla del brazo, para evitar colisiones, por lo 
que su manejo resultaba incómodo. Este tipo de EPID 
ya no se comercializa, pues han sido sustituidos por 
desarrollos posteriores.
Matriz de cámaras de ionización líquidas
Este tipo de EPID surgió en 1990, se comercializó un 
modelo por un único fabricante y no se encuentra dis-
ponible en la actualidad. El dispositivo constaba de una 
FIGURA 7-18
Esquema de funcionamiento de los EPID fluoroscópicos 
basados en cámaras ópticas.
FIGURA 7-19
Sistemas de cámaras ópticas utilizadas en los EPID 
fluoroscópicos. En la fotografía superior izquierda 
se observan distintos tipos de cámaras de TV, 
cuyo funcionamiento se ilustra en la imagen inferior 
izquierda. En la parte derecha se muestran la fotografía 
de un dispositivo CCD y su correspondiente esquema.
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
94
lámina metálica, que aumentaba la eficiencia de detec-
ción, y una matriz formada por múltiples pares de elec-
trodos espaciados unos milímetros cuya separación o gap 
estaba rellena de líquido (la respuesta se incrementaba 
unas 300 veces respecto a la detección en aire). La matriz 
estaba compuesta por cámaras de ionización dispuestas 
conforme a una rejilla, de tal manera que los electrodos 
de cada cámara medían la ionización del líquido gene-
rada en cada punto de la matriz.
La radiación atenuada por el paciente incidía sobre 
la plancha metálica, cuya finalidad era aumentar la 
eficiencia de detección generando electrones de alta 
energía, además de absorber fotones de baja energía. 
Los electrones emitidos por el metal interaccionaban con 
el fluido y arrancaban electrones ligados de los átomos, 
produciendo así pares de iones de distinta carga. Para 
evitar la recombinación de iones y poder colectar la carga 
originada por la radiación en la cavidad, se aplicaba un 
voltaje o diferencia de potencial entre ambos electrodos 
que generaba un campo eléctrico uniforme en el medio 
de separación. El mapa o distribución de ionización 
bidimensional causado por la radiación se convertía a 
escala de grises digitalizando la señal eléctrica registrada 
en cada punto por una cámara. La figura 7-22 muestra 
un EPID basado en cámara de ionización líquida, y su 
esquema de funcionamiento.
Este sistema, más compacto que los anteriores, per-
manecía acoplado al acelerador mediante un brazo 
retráctil. Las imágenes que obtenía no presentaban dis-
torsión geométrica, aunque el tamaño de imagen útil era 
normalmente inferior al proporcionado por los EPID 
basados en fluoroscopia. Precisaba mayor cantidad de 
radiación para formar la imagen que otros sistemas 
portales, lo que repercutía en una mayor dosis de radia-
ción para el paciente. La figura 7-23 compara la imagen 
radiográfica de simulación con su correspondiente 
imagen portal obtenida mediante EPID de cámaras de 
ionización líquidas, para un tratamiento holocraneal.
Matrices activas de panel plano
La matriz activa de panel plano (AMFPI, active matrix 
flat-panel imaging) se basa en la tecnología de radiografía 
digital directa, en la cual la digitalización de la señal de 
rayos X se lleva a cabo dentro del propio detector. La base 
FIGURA 7-20
Modelos de EPID fluoroscópicos y de cámaras ópticas. Las fotografías A y B se corresponden con sistemas basados en cámara de TV. En el primer caso, 
la posición del dispositivo es variable, mientras que el segundo, a pesar de ser retráctil, sólo permite adquirir imágenes en una posición fija. Los diseños 
de las fotografías C y D utilizan cámaras CCD. El tercer ejemplo muestra un modelo removible y de posición única. La cuarta fotografía es de un dispositivo 
independiente del acelerador lineal de electrones y portátil, de posición regulable. (B y C tomadas de: Munro P. Portal imaging technology: past, present, 
and future. Semin Radiat Oncol. 1995;5:115-33, con autorización de Elsevier; A y D tomadas de: Antonuk LE. Physics in medicine and biology, 47 2002 
R31-R65, con autorización del autor y del Institute of Physics Publishing.)
FIGURA 7-21
Posicionamiento de un paciente para el tratamiento de 
una lesión orofaríngea utilizando un EPID fluoroscópico 
basado en cámara óptica. A la izquierda se muestra la 
proyección lateral de referencia, obtenida en este caso 
mediante un simulador convencional, mientras que la 
imagen de la derecha corresponde a la imagen portal 
de doble exposición adquirida por un dispositivo basado 
en cámaras ópticas. (Imágenes tomadas de: Odero DO, 
Shimm DS. Third party EPID with IGRT capability retrofitted 
onto an existing medical linear accelerator. Biomed 
Imaging Interv J. 2009;5: e25.)
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de estos equipos es un detector de gran área consistente 
en una matriz de transistores de película delgada (TFT, 
thin-film transistors), que son dispositivos electrónicos 
semiconductores (fig. 7-24). Cada píxel de este detector 
contiene un sensor de radiación, un condensador para 
almacenar la carga eléctrica obtenida y un transistor que 
permite la lectura activa de la carga almacenada por el 
condensador. La magnitud de la señal de carga en cada 
píxel se corresponde con la intensidad del haz incidente, 
revelando así la imagen de la anatomía expuesta.
FIGURA 7-22
EPID basado en matriz de cámara de ionización líquida. Este sistema era retráctil y permitía variar la distancia al foco de radiación, como se observa en la 
fotografía superior izquierda. Las fotografías inferiores muestran detalles del detector. El esquema superior derecho resume el funcionamiento de este tipo 
de EPID. (A tomada de: Munro P. Portal imaging technology: past, present, and future. Semin Radiat Oncol. 1995;5:115-33, con autorización de Elsevier; 
C por cortesía de Diego Jurado, del Instituto Catalán de Oncología de Gerona; D tomada de: Antonuk LE. Physics in medicine and biology, 47 2002 
R31-R65, con autorización del autor y del Institute of Physics Publishing.)
FIGURA 7-23
Posicionamiento de un paciente para tratamiento holocraneal utilizando EPID de matriz de cámaras de ionización líquidas. A la izquierda se muestra 
la imagen de referencia del campo de tratamiento lateral, obtenida mediante simulación convencional, y la imagen derecha corresponde a la imagen 
portal adquirida con el dispositivo electrónico de matriz de cámaras de ionización líquida. En esta última imagen se representa con trazo discontinuo 
la proyección del campo de tratamiento sobre la posición inicial del paciente, y con trazo continuo la proyección de dicho campo tras corregir la posición. 
Comparando con la imagen de referencia de la simulación, se observa un desplazamiento longitudinal inicial del paciente respecto al haz de tratamiento.
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
96
Actualmente existen dos tipos fundamentales de detecto-
res planos: los denominados directos (como los de selenio 
amorfo), que convierten directamente la radiación en 
señal eléctrica, y los indirectos (como los de silicio amorfo), 
que utilizan un material centelleador o fluorescente para 
convertir primero la radiación de alta energía en fotones 
de luz y luego en señal eléctrica. La figura 7-25 ilustra el 
funcionamiento de ambos tipos de detectores planos.
El selenio amorfo (aSe) es un detector de estado sóli-
do fotoconductor, es decir, que al ser expuesto a radia-
ción electromagnética de energía suficiente se producen 
pares electrón-hueco. Induciendo previamente un cam-
po eléctrico uniforme, se genera una distribución de carga 
uniforme, que permite el flujo de la corriente eléctrica ori-
ginada por la radiación y altera la distribución inicial decarga. Como consecuencia, se produce una imagen laten-
te en forma de densidad superficial de carga. Las cargas se 
almacenan en condensadores de la matriz activa durante 
la irradiación, para luego ser procesada. De esta forma, 
los paneles que contienen selenio amorfo convierten la 
radiación ionizante en señal eléctrica, que es recogida por 
la matriz de transistores para su digitalización.
Los paneles de silicio amorfo (aSi) tienen un aspecto exter-
no similar al de los anteriores (fig. 7-26), pero incluyen 
láminas de materiales fluorescentes o centelladores para 
convertir la radiación incidente en fotones luminosos, de 
menor energía. El aSi es también un material semiconduc-
tor que transforma la radiación visible en señal eléctrica 
al crearse pares electrón-hueco. Cada píxel consiste en un 
fotodiodo de aSi conectado a un transistor de película fina.
Ambos diseños de matriz activa proporcionan imágenes 
de gran calidad, pero son los paneles de aSi, disponibles 
desde el año 2000, los dispositivos EPID más extendi-
dos en la actualidad. Estos equipos también permiten 
adquirir múltiples imágenes en modo fluoroscopia y cine, 
utilizando el material fluorescente que convierte fotones 
de alta energía en radiación visible. Como desventaja, 
destaca su mayor degradación con la radiación, que oca-
siona la inutilización permanente de sensores (píxeles 
FIGURA 7-24
Matriz de transistores de película delgada. Constituye la base de los 
detectores de matriz activa de panel plano (AMPFI). Para cada píxel, el 
transistor de película delgada (TFT) permite la lectura activa de la carga 
eléctrica almacenada.
FIGURA 7-25
Esquema de funcionamiento y composición de los detectores de panel plano. La figura de la izquierda se corresponde con un detector directo que consta 
de un material semiconductor, habitualmente selenio amorfo, que transforma la radiación de rayos X en señal eléctrica. Por el contrario, los detectores 
indirectos (figura de la derecha) constan de un material centellador, como el fósforo, para convertir los fotones de rayos X en fotones visibles, de menor 
energía, que generarán una señal eléctrica al interaccionar con el material semiconductor, generalmente silicio amorfo.
FIGURA 7-26
Ejemplos de modelos de EPID de paneles de silicio amorfo. (A por cortesía de Siemens Healthcare; B por cortesía de Elekta; C por cortesía de Varian 
Medical System.)
CAPÍTULO 7
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«muertos») o incluso requiere la sustitución del panel de 
aSi por aparición de defectos.
En la figura 7-27 se muestra el posicionamiento de un 
paciente para un tratamiento craneal, comparando la 
imagen DRR con la obtenida mediante un EPID de aSi. 
La figura 7-28 compara imágenes obtenidas con distintas 
generaciones de EPID. La figura 7-29 muestra imágenes 
portales utilizando chasis.
4.2. Imágenes de rayos X de kV
Para poder obtener imágenes de mayor calidad, se 
introduce el uso de rayos X de kV instalando equipos de 
radiología digital directa (principalmente flat panel de 
silicio amorfo) integrados en la propia unidad de telete-
rapia (LMDI/OBI) o en la sala de tratamiento de forma 
independiente. En ambos casos, el sistema de coorde-
nadas del sistema de imagen deberá estar referenciado 
al del equipo de teleterapia, de tal manera que permita 
determinar los desplazamientos del paciente respecto al 
isocentro de tratamiento.
Esta modalidad de IGRT ofrece mejor calidad que las 
imágenes portales, si bien presenta menos versatilidad 
y su función se limita a la adquisición de proyeccio-
nes para establecer la posición relativa del paciente 
respecto al isocentro de tratamiento. Puesto que el 
FIGURA 7-27
Posicionamiento de un paciente para el tratamiento de una lesión craneal utilizando EPID de matriz activa de panel plano de silicio amorfo. La reconstrucción 
radiográfica digital (DRR) del campo lateral de tratamiento (imagen de la izquierda) sirve como referencia para evaluar el posicionamiento del paciente en dirección 
cráneo-caudal y anteroposterior. La imagen derecha corresponde a la proyección de dicho campo de tratamiento, adquirida mediante un EPID de flat-panel 
de silicio amorfo. Para facilitar la comparación de ambas imágenes, las aplicaciones informáticas permiten definir marcas que ayudan a identificar estructuras 
anatómicas; en este caso, los contornos verdes, delineados sobre la DRR y superpuestos en la imagen portal, revelan una rotación respecto al eje transversal.
FIGURA 7-28
Imágenes portales obtenidas con distintos tipos de EPID. Las imágenes superiores corresponden a dobles exposiciones laterales de cráneo adquiridas 
mediante EPID fluoroscópico basado en cámara de vídeo (A), EPID de matriz de cámaras de ionización líquidas (B) y EPID de matriz activa de panel 
plano de silicio amorfo (C). Las imágenes inferiores (D a G) muestran exposiciones simples anteroposteriores de pelvis obtenidas utilizando EPID 
fluoroscópico, de silicio amorfo, de cámara de ionización líquida y de silicio amorfo, respectivamente. (D y E por cortesía de Jean Poliot y Michèle Aubin, 
del Departamento de Oncología Radioterápica de la Universidad de California, San Francisco.)
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
98
receptor de imagen se encuentra enfrentado al tubo 
de rayos X, y no al haz de teleterapia, no es posible 
verificar la conformación de láminas de los campos 
de tratamiento, ursarlo como dosímetro, ni tampoco 
realizar pruebas geométricas del acelerador. Por otro 
lado, las técnicas de guiado por la imagen no son 
excluyentes entre sí, y es frecuente la disponibilidad 
tanto de imágenes de kV como de MV (mediante 
EPID).
SISTEMAS DE RAYOS X DE KV INTEGRADOS
Tanto el tubo como el receptor de rayos X forman parte 
del brazo del acelerador y giran solidariamente al cabe-
zal. Aunque existen diseños en que el sistema de rayos X 
está situado de forma paralela al eje de tratamiento (con 
el tubo opuesto al haz de MV y el receptor en el propio 
cabezal), usualmente se disponen de tal manera que 
ambos componentes formen una C perpendicular al 
brazo del acelerador, cuando sus brazos están extendi-
dos. De esta forma pueden obtenerse dos proyecciones 
ortogonales (una de kV y otra de MV) sin necesidad 
de girar el cabezal. Aunque el sistema rote de manera 
solidaria al cabezal, el isocentro de radiación del sis-
tema de rayos X no tiene por qué coincidir con el de 
tratamiento; dependerá de la exactitud y la reproduci-
bilidad del posicionamiento de los brazos articulados 
al desplegarse. Esto exige un control periódico para 
evaluar y corregir las posibles discrepancias entre ambos 
isocentros.
Algunos diseños incorporan dos sistemas de imagen 
(sistemas duales). En aceleradores cuyo estativo o brazo 
tiene forma de anillo, es posible fijar sobre este ambos 
conjuntos de tubo de rayos X y flat-panel. Este encla-
vamiento prescinde de los brazos articulados, lo que 
minimiza la imprecisión geométrica.
La figura 7-30 ilustra diversos ejemplos de equipos de RX 
de kV integrados en la unidad de tratamiento.
SISTEMAS DE RAYOS X DE KV EXTERNOS
Son también sistemas duales, compuestos por dos siste-
mas de imagen estereoscópicos, esto es, que proporcionan 
información 3D a partir de dos proyecciones distintas. 
De la misma manera, la visión humana nos permite dis-
tinguir las tres dimensiones del espacio: cada ojo trans-
mite una perspectiva y se originan dos imágenes diferen-
tes en las retinas, que el cerebro interpreta para percibir 
la profundidad o distancia a los objetos visualizados. 
El término «estereoscópico» procede del griego stereos 
(sólido o volumen) y skopeo (ver), y puede traducirse 
como visión tridimensional.
Ambos sistemas de imagen se instalan en la sala de trata-
miento anclados en el techo y en el suelo, de modo que 
cada tubo de rayos X queda enfrentado a un panel plano 
y sus proyecciones se entrecruzan en el isocentrode la 
unidad de tratamiento (fig. 7-31). Como consecuencia, 
sólo es posible obtener imágenes en las dos proyecciones 
oblicuas, no necesariamente perpendiculares, que vienen 
determinadas por el montaje en la sala, y su interpre-
tación visual es más compleja que con las habituales 
AP y lateral (fig. 7-32). Por el contario, al ser fijos los 
componentes están sujetos a menos variaciones en su po-
sición, lo que proporciona una gran precisión en el posi-
cionamiento de los pacientes. No obstante, como todo 
sistema relacionado con el tratamiento de pacientes, 
también debe verificarse con cierta periodicidad la corres-
pondencia con el isocentro de la unidad de teleterapia.
En la tabla 7-1 se resumen las principales características 
de los sistemas de guiado por imagen bidimensional 
utilizados en radioterapia.
FIGURA 7-29
Imágenes portales obtenidas mediante las distintas 
tecnologías disponibles. Las imágenes A, B, C 
y D corresponden a proyecciones tangenciales 
de tratamiento de cáncer de mama utilizando doble 
exposición con película radiográfica, exposición simple 
con CR, exposición simple con EPID fluoroscópico 
y doble exposición con EPID de panel plano de silicio 
amorfo, respectivamente. Las imágenes portales de la 
derecha muestran proyecciones anteroposteriores con 
doble exposición para tratamiento de lesiones de tórax 
adquiridas mediante CR (E) y EPID de silicio amorfo (F).
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FIGURA 7-30
Sistemas de rayos X integrados en aceleradores lineales 
de electrones. Las imágenes superiores corresponden 
a diseños en forma de C perpendicular al brazo de la 
unidad de tratamiento, de tal manera que el haz de kV 
(en amarillo) es perpendicular al haz de MV (en rojo). 
La fotografía inferior izquierda muestra un modelo 
en el cual el sistema de kV es paralelo y opuesto 
al haz de MV. Por último, en el esquema inferior 
derecho, un acelerador lineal de electrones de estructura 
en anillo incorpora un sistema dual de rayos X. 
(A por cortesía de Varian Medical System; 
B por cortesía de Elekta; C por cortesía de Siemens 
Healthcare; D por cortesía de Brainlab AG.)
FIGURA 7-31
Sistemas de rayos X de kV externos a la unidad de 
tratamiento. Se muestran dos ejemplos de sistemas 
de imagen duales fijos. En la imagen de la izquierda, 
los tubos de rayos X están anclados en el techo, mientras 
que en la de la derecha están situados bajo el suelo. 
(A por cortesía de Accuray; B por cortesía de Brainlab AG.)
FIGURA 7-32
Proyecciones estereoscópicas obtenidas con rayos X 
de KV para una localización pélvica.
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TABLA 7-1 Características de los sistemas de IGRT basados en imagen radiológica 2D
Detector Imagen Otros
Sistema 2D
Energía 
del haz Tipo Posicionamiento
Exactitud 
geométrica Procesado Ajuste Calidad Reutilizable Funcionalidades
Imagen 
portal MV
Película Externo y variable Baja Largo No Baja No
IGRT 
Conformación 
Dosimetría 
Geometría
DGRT
CR Externo y variable Baja Medio Sí Media Tras borrado
EPID
Fluoroscopia y 
cámaras ópticas
Solidario al haz 
de MV Media Inmediato Sí
Media
SíCámaras de ionización 
líquidas Media
Flat-panel (aSi, aSe) Media-alta
Imagen RX 
de kV kV Flat-panel (aSi)
Solidario al haz 
de kV integrado
Media
Inmediato Sí Alta Sí IGRT
Solidario a los 
haces de kV 
externos y fijos
Alta
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5. SISTEMAS DE IMAGEN 
RADIOLÓGICA TOMOGRÁFICA 
O VOLUMÉTRICA
Hasta ahora se han descrito casos de representaciones pla-
nas (2D) de la anatomía del paciente en las que aparecen 
superpuestas estructuras, adquiriendo proyecciones para 
distintas incidencias con el fin de conocer la posición del 
paciente en cada una de las tres direcciones del espacio 
vertical (AP), longitudinal (cráneo-caudal) y transversal 
(lateral). Esta simplificación del objeto volumétrico (3D) 
a localizar, en pocas proyecciones planas conlleva cierta 
pérdida de información. Sin embargo, resulta complejo 
manejar información volumétrica, por lo que se recurre 
a la tomografía, que ordena los datos por secciones o 
cortes (del griego, tomos). Los tomógrafos adquieren 
proyecciones del paciente para múltiples incidencias y 
reconstruyen cortes axiales. A partir de estos es posible 
reconstruir también cortes coronales y sagitales. Tales 
estudios de imagen contienen información volumétrica 
(3D) del paciente, representada como una sucesión de 
planos (ya sean axiales, coronales o sagitales).
De igual manera que el uso de imágenes 3D en simu-
lación supuso un gran cambio, al contribuir a una 
mejor delimitación de los volúmenes de tratamiento y 
órganos críticos, la adquisición de imágenes volumétri-
cas para verificar la posición del paciente ha resultado 
crucial. La visualización de cortes axiales, coronales 
y sagitales no sólo aporta información sobre los des-
plazamientos del paciente, sino también sobre sus rota-
ciones, hasta ahora sólo posible mediante proyecciones 
estereoscópicas. Por ejemplo, no pueden detectarse 
giros del paciente respecto al eje longitudinal con las 
proyecciones AP y lateral. Además, permite visualizar la 
posición relativa de órganos de riesgo, así como evaluar 
la movilidad de estructuras y el acondicionamiento 
del paciente (nivel de llenado de la vejiga y del recto, 
gases en intestino, etc.). Puesto que se trata de una 
imagen volumétrica, es posible comparar el estudio TC 
de verificación con el de simulación, sin necesidad de 
generar DRR por lo que se reduce la incertidumbre del 
proceso. De este modo, la precisión de las correcciones 
calculadas por los programas informáticos ha de ser 
mayor.
Los equipos de TC utilizados para IGRT varían esencial-
mente en la energía y la geometría del haz empleado 
para la adquisición de la imagen; funcionan con haces 
de kV o MV, colimados longitudinalmente en mayor 
o menor medida. La colimación afecta a la calidad de 
imagen: cuanto mayor sea el volumen de paciente irra-
diado, mayor será la contribución de la radiación dis-
persa que pueda llegar al receptor de imagen y degrade 
su calidad. El uso de altas energías (MV) empeora el 
contraste, si bien reduce la aparición de artefactos debi-
dos a materiales de alto número atómico presentes en 
algunos pacientes (como prótesis o clips quirúrgicos) 
(fig. 7-33).
La mayoría de los sistemas de IGRT volumétricos visuali-
zan el estudio TC de simulación junto con las estructuras 
previamente delimitadas para el diseño del tratamiento, 
lo que facilita el registro entre ambos conjuntos de imáge-
nes. Algunos equipos muestran, además, la distribución 
dosimétrica planificada correspondiente al estudio de 
simulación. Esto permite valorar de manera orientativa 
FIGURA 7-33
Artefactos debidos a la presencia de material de alto número atómico. Las imágenes superiores corresponden a cortes axiales del cráneo de un paciente, 
en los que se observa el material radioopaco empleado en la embolización de una malformación arteriovenosa. Las imágenes inferiores muestran cortes 
axiales de la pelvis de un paciente con prótesis de cadera. En ambos casos, las imágenes de la izquierda se han adquirido mediante TC convencional de kV, 
mientras que los correspondientes cortes axiales de la derecha se han obtenido utilizando un haz también en abanico, pero de MV. En las imágenes de kVCT 
se observa un artefacto en forma de estrella alternando franjas oscuras y claras que no concuerdan con la densidad real del paciente. En las imágenes de MVCT 
se reduce el artefacto y proporcionan información más veraz de la composición del paciente, aunque se aprecia mayor ruido (imagen granulada).
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
102
la dosis que recibirían tantoel volumen tumoral como 
los órganos de riesgo en la posición actual.
Una aplicación de estos sistemas es la estimación de la 
dosis de tratamiento recibida por el paciente volcando el 
tratamiento planificado sobre el estudio de TC adquirido 
en sala. Para ello, al igual que el estudio TC utilizado para 
simulación, deberá calibrarse el equipo asignando a cada 
valor de unidad Hounsfield (UH) la densidad del mate-
rial correspondiente. El cálculo de la distribución de dosis 
sobre el estudio de TC para IGRT obtenido a lo largo del 
tratamiento permite cuantificar la influencia dosimétrica 
de posibles cambios en la anatomía del paciente, causa-
dos, por ejemplo, por la reducción del volumen tumoral, 
la pérdida de peso del paciente o la retención de líquido. 
Si además se utiliza el receptor de imagen enfrentado al 
haz de tratamiento como dosímetro, puede determinarse 
la dosis impartida al paciente en cada sesión a partir de la 
señal detectada durante cada irradiación. De este modo 
se obtiene un valor de dosis más real, ya que considera 
posibles variaciones del haz durante el tratamiento frente 
al modelo ideal de haz constante empleado en el cálculo 
del diseño del tratamiento.
El cálculo de la dosis suministrada al paciente en cada 
sesión permite considerar los cambios dosimétricos, en 
lugar de centrarse exclusivamente en el posicionamiento 
(IGRT), para llevar a cabo el tratamiento. Esta técnica 
se denomina radioterapia guiada por dosis (DGRT, dose 
guided radiotherapy), e implica un proceso sumamente 
laborioso difícil de adoptar como práctica sistemática en 
la actualidad. Requiere el desarrollo de herramientas infor-
máticas potentes que agilicen y simplifiquen la gran canti-
dad de datos a manejar. La técnica de DGRT simplificaría la 
realización de la radioterapia adaptativa, proporcionando 
información dosimétrica para evaluar la necesidad y la 
frecuencia de las modificaciones del tratamiento.
5.1. Tomografía computarizada 
convencional en sala
La configuración de un sistema de IGRT de este tipo 
se basa en la instalación de un equipo de TC en la sala 
de tratamiento, que puede desplazarse sobre raíles (CT 
on-rails) y comparte mesa con la unidad de tratamiento. 
Para ello, la mesa gira 90° o 180° (fig. 7-34), según la 
disposición del equipo TC respecto al equipo de tele-
terapia, para alinearse perpendicularmente al plano de 
imagen del TC permitiendo que esta avance sobre los 
raíles y se posicione para la adquisición de la imagen 
del paciente. El sistema de coordenadas de imagen está 
correlacionado con el isocentro de tratamiento.
Esta modalidad de guiado del posicionamiento se ideó 
para lograr imágenes 3D de igual calidad que las diag-
nósticas, aunque requiere cierta logística en cuanto al 
montaje del equipo TC en la sala (espacio suficiente), y 
el proceso de obtención de la imagen conlleva además el 
traslado del paciente, lo que puede suponer una mayor 
probabilidad de movimiento de este.
5.2. Tomografía computarizada 
de haz cónico
Los equipos actuales de TC en radiodiagnóstico utili-
zan un haz colimado en forma de abanico, que rota de 
manera continua en torno al paciente a medida que este 
es desplazado longitudinalmente por el movimiento, 
también continuo, de la mesa. Así, se irradian cortes 
axiales (2D) del paciente en cada giro y se reconstruyen a 
partir de señales de una matriz lineal (1D) de detectores. 
Sin embargo, los aceleradores lineales de electrones con-
vencionales no admiten movimientos longitudinales de 
la mesa de manera sincronizada con el giro del cabezal, 
ni rotaciones sin retorno (esto es, giros que excedan una 
vuelta completa). Se utiliza entonces un haz de radiación 
extenso, poco colimado, que irradia toda la región a 
explorar rotando el cabezal no más de 360° para obtener 
distintas proyecciones (2D). Debido a la geometría del 
haz empleado, esta técnica de adquisición volumétrica es 
conocida como tomografía computarizada de haz cónico 
(CBCT, cone beam computer tomography). La figura 7-35 
ilustra el funcionamiento de una TC de haz cónico en 
comparación con una TC de haz en abanico.
Pueden obtenerse imágenes de CBCT tanto con sistemas 
EPID, irradiando con haces de terapia (MV-CBCT), como 
con LMDI/OBI utilizando haces de rayos X (kV-CBCT) 
(fig. 7-36). Evidentemente, la calidad de imagen de los 
CBCT de kV será superior que con los CBCT de MV 
(energías tan altas degradan el contraste), pero inferior 
a la de las TC convencionales debido a la mayor canti-
dad de radiación dispersa provocada por el haz cónico 
frente al haz en abanico. Por otro lado, si se utiliza el 
haz de tratamiento es posible determinar la distribución 
de dosis que recibe el paciente al realizar un estudio 
FIGURA 7-34
TC sobre raíles utilizada para comprobar el 
posicionamiento del paciente en la sala de tratamiento. 
La imagen de la derecha muestra una disposición 
que requiere un giro de 180° de la mesa de tratamiento, 
mientras que en la disposición de la imagen izquierda 
la mesa gira 90°.
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MV-CBCT, utilizando el mismo software que calcula los 
tratamientos diseñados, que podrá tenerse en cuenta en 
el cómputo total de dosis a impartir.
También se ha contemplado como alternativa el uso 
de arcos quirúrgicos. Son equipos de rayos X móviles, 
similares a los utilizados en angiografía, hemodinámica 
o traumatología, que constan de un tubo enfrentado a 
un panel plano en un brazo en forma de C (fig. 7-37). 
Permiten generar una imagen 3D a partir de las recons-
trucciones de las proyecciones 2D obtenidas con el haz 
extenso de rayos X, monitorizando la posición del equi-
po de imagen mediante sensores infrarrojos.
5.3. Tomografía computarizada 
de haz de MV en abanico
La obtención de imágenes con haces de tratamiento en aba-
nico solamente es viable en aceleradores con estativos en 
 forma anular que permitan rotaciones continuas con un 
avance de la mesa longitudinal sincronizado. Tal es el 
caso de la tomoterapia helicoidal, diseñada por analogía 
a los antiguos TC helicoidales monocorte con detectores 
gaseosos de xenón. Este equipo utiliza para tratamiento 
haces de 6 MV colimados para espesores de corte relati-
vamente gruesos (50, 25 y 10 mm), mientras que para la 
adquisición de imagen emplea una energía y un espesor 
de corte menores (3,5 MV y 4 mm), lo que mejora el 
contraste y reduce la radiación de dispersión al irradiar 
cortes axiales más estrechos. Este sistema de imagen fue 
ideado con la restricción de impartir dosis comparables 
a las usuales en radiodiagnóstico para permitir su uso 
diario. Aunque permite discernir entre tejidos blandos, 
su contraste se ve limitado por la presencia de ruido 
(similar a los antiguos TC de diagnóstico). Dispone de 
la herramienta de visualización de distribución de do-
sis planificada. En la figura 7-38 se ilustra el esquema 
de la unidad de tomoterapia, junto con un ejemplo de 
FIGURA 7-35
Esquema de funcionamiento de la TC de haz en abanico 
y de haz cónico. El haz en abanico está enfrentado a un 
detector lineal que registra la señal atenuada al irradiar 
una sección axial del paciente. En cada vuelta obtiene 
información correspondiente a un corte axial, por lo 
que el paciente deberá desplazarse longitudinalmente 
respecto a la fuente de radiación para adquirir sucesivos 
cortes axiales. En cambio, utilizando un haz cónico 
enfrentado a un detector plano puede obtenerse 
información de múltiples cortes axiales en una única 
rotación de la fuente de radiación, sin necesidad de 
desplazar al paciente.
FIGURA 7-36
Ejemplos de distintos modelos de sistemas de IGRT 
basados en TC de haz cónico. En la parte superior de la 
imagen se muestran aceleradores lineales de electrones 
que utilizan sistemas de rayos X de kV incorporados en 
su estructura (kV-CBCT), mientras que los equipos que se 
muestran en la parte