Princípios Físicos em Radiologia Denise Yanikian Nersissian1
1 Átomos, estrutura atômica e modelos atômicos A palavra átomo significa “sem divisão”. Assim, ao longo da história acreditava-se que o átomo era a menor partícula, indivisível e minúscula. No decorrer do tempo verificou-se que isso não era verdade, pois áreas como a Física Atômica e Nuclear encontraram partículas ainda menores no interior dos átomos como os elétrons na parte mais externa e os pósitrons e outros na parte mais interna, por exemplo. Os átomos constituem tudo na natureza, associando-se para formar moléculas que se mantém unidas por meio de ligações químicas e interações físicas. Tais uniões obedecem a um princípio de equilíbrio entre estas ligações de forma a manter os átomos ou moléculas estáveis ou neutros (sem cargas). Porém, sob algumas situações pode-se transferir energia para eles que, consequentemente, podem ficar instáveis e perderem sua neutralidade, transformando-se em íons. Os íons podem ser positivos ou negativos, quando o átomo perde ou ganha um elétron, respectivamente1. Deste modo, encontram-se descritas na história várias descobertas sobre a divisibilidade dos átomos. Abaixo, estão relacionadas algumas datas importantes que identificam as descobertas que explicam a estrutura atômica hoje aceita pela comunidade científica, bem como algumas características importantes, como a massa destes elementos, por exemplo.
1
Física Médica do Instituto de Física da Universidade de São Paulo. Doutora em Tecnologia Nuclear Aplicações (Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares - SP), Especialista em Radiologia Diagnóstica (Associação Brasileira de Física Médica)
1
Tabela 1
Histórico das descobertas das estruturas atômicas
Quando?
Quem?
O quê?
1891
George Johnstone Stoney
Identificou o elétron
1897
Joseph Jonh Thomson
1909
Robert Andrew Milikan
Carga do elétron (e)
1920
Ernest Rutherford
Próton
1932
James Chadwick
Nêutron
1963
Murray Gell-Mann e George Zweig (independentemente)
Mediu a razão da carga do elétron pela massa (e/m)
quarks
Os modelos atômicos foram propostos, ao longo da história, baseando-se inicialmente em intuições dos pesquisadores da época com resultados obtidos por meio de tentativa e erro. Com o aprimoramento de métodos de medição em laboratório os primeiros modelos foram substituídos por outros que puderam ser averiguados experimentalmente e repetidos inúmeras vezes no estudo da estrutura da matéria. Em 1903, Hantaro Nagaoka (1865-1950) apresentou para a comunidade científica no Japão seu modelo atômico, fazendo uma analogia ao modelo planetário de Saturno1. Assim, o modelo proposto por ele consistia em um núcleo com uma massa muito grande, e elétrons ligados eletrostaticamente ao núcleo, orbitando ao seu redor (Figura 1).
Figura 1
Modelo atômico de Nagaoka
No ano seguinte, o famoso modelo atômico do “pudim de ameixas” (Figura 2) foi proposto por J. J. Thomson. Os elétrons carregados negativamente (ameixas) estariam distribuídos no interior de uma matéria carregada positivamente (pudim), assim garantia-se a condição de neutralidade do átomo1.
2
Figura 2
Modelo atômico de J. J. Thomson
Ernest Rutherford, um ex-aluno de Thomson, realizou muitas experiências com a finalidade de verificar se o modelo de seu antigo professor era verdadeiro. Isto foi importante, pois os modelos atômicos anteriores foram elaborados a partir de intuições e até aquele momento, não havia estudos que comprovassem cientificamente como seria o arranjo das estruturas atômicas. Assim, Rutherford, auxiliado por seus discípulos (Geiger e Marsden) elaboraram um experimento onde lançaram partículas a (alpha: átomos de Hélio sem dois elétrons) sobre uma fina folha de ouro e mediram os ângulos de espalhamento após a colisão entre os átomos. Os resultados mostraram o que já esperavam, pois a maioria das partículas a espalhou em ângulos pequenos (entre 1º e 3º); porém uma quantidade significativa delas dispersou em ângulos maiores que 90º o que não podia ser explicado pelo modelo de Thomson1,2. O modelo de Rutherford resgata o conceito introduzido por Nagaoka e define o átomo como sendo uma carga elétrica central concentrada num ponto, rodeada por uma distribuição esférica e uniforme de carga elétrica em quantidade igual, mas de sinal contrário (Figura 3). Por estar embasado na teoria eletromagnética clássica, este modelo apresentou contradições, pois não explicava porque o elétron ficava girando em uma mesma órbita constantemente, não perdendo sua energia e modificando sua trajetória.
Figura 3 Modelo atômico de Rutherford
3
Em 1911, Niels Bohr, foi trabalhar com J. J. Thomson e depois se mudou para Manchester (Inglaterra) e para o grupo de Rutherford onde formulou seu modelo atômico a partir do átomo de hidrogênio (constituído de um próton e um elétron), o chamado modelo orbital (Figura 4). Uma das primeiras adequações do modelo de Rutherford foi definir que os elétrons não giravam em qualquer órbita, mas existiam posições permitidas para o elétron em vários níveis orbitais. Normalmente, o elétron fica a órbita de menor raio, mais perto do núcleo atômico, chamado de estado fundamental. Bohr descreveu, também, que quando o átomo de hidrogênio recebia algum tipo de energia (diz-se excitado), seu elétron migrava para outra órbita de raio maior (nível mais energético); porém, ele não ficava muito tempo neste nível mais energético e voltava para o estado fundamental, emitindo o excesso de energia na forma de um fóton (quantum ou pacote de energia)1,2.
Figura 4
Modelo atômico de Bohr
O que a ciência utiliza hoje como modelo atômico, ainda é o proposto por Bohr. Podemos simplificar a representação da estrutura atômica se fizermos uma comparação com o sistema solar. Assim, o núcleo central seria o sol e os elétrons seriam os vários planetas girando ao seu redor em órbitas bem definidas. Abaixo estão algumas características das principais partículas que compõem um átomo:
Eletrosfera !
Elétrons!Massa: 9,1 x 10-31 kg
!
carga negativa
Núcleo
! Prótons
!
Massa: 1,673 x 10-27 kg
! carga positiva
Núcleo
! Nêutrons
!
massa: 1,675 x 10-27 kg
! neutro (sem carga) 4
As órbitas onde estão os elétrons estão organizadas em camadas que, para fins de identificação, estão classificadas como K, L, M, N, etc. Conforme a Figura 5, cada camada comporta um número específico de elétrons e representam os níveis de energia, também conhecidos por energia de ligação; quanto mais próximo um elétron está do núcleo atômico, maior sua energia de ligação. Assim, dependendo da configuração eletrônica, encontramos os diferentes elementos da Tabela Periódica. Por exemplo, o átomo de Hidrogênio é o mais simples, ele é composto pelo núcleo e por um elétron na camada K (1H). Quanto mais avançamos na Tabela Periódica, mais complexa se torna a distribuição dos elétrons na eletrosfera do átomo.
Figura 5
Estrutura das órbitas eletrônicas
Para representarmos um átomo utilizamos a simbologia que o associa a um elemento químico: X, por exemplo, o átomo de hidrogênio descrito acima se apresenta H. Assim, podemos descrever um elemento químico considerando seu número atômico Z (número de prótons) e seu número de massa A (número de prótons somados ao número de nêutrons).
2 Radiação eletromagnética Considere um lago com água parada e uma folha de árvore, repousada sobre a superfície da água. Quando uma pedra é lançada, observa-se que ondas circulares se formam e começam a se propagar; chegando à folha, esta começará a se mover. 5
O que se vê neste cenário é a transmissão da “energia de movimento” por um meio físico (água) que levou a folha a movimentar-se também. A onda não é um objeto físico, isto é nenhuma gota de água viajou da pedra até a folha, mas a superfície da água oscilou (sobe-desce) à medida que a onda passava. Desta maneira, radiação é a palavra utilizada para esta “energia em movimento”, essa propagação, saindo do local onde a pedra foi lançada e fazendo a folha se mover. De forma semelhante, a onda eletromagnética também é responsável por transportar informações e energia, porém este tipo de onda não precisa de um meio físico para se mover, ela se move no vácuo. A luz visível é um exemplo deste tipo de onda eletromagnética, que é constituída pelos campos elétricos e magnéticos, oscilantes e perpendiculares entre si com uma velocidade de propagação de 300.000 km/s (Figura 6) 1.
Figura 6
Representação de onda eletromagnética
Dependendo de outras características, como comprimento de onda, frequência, velocidade e amplitude3, classificam-se diversos tipos de ondas eletromagnéticas apresentadas na Figura 7, que transportarão energias de diferentes origens; por exemplo, o calor será detectado na emissão de radiação infravermelha, ou espectro de cores (arco-íris) será identificado ao se decompor a luz visível; estes tipos de radiação são detectáveis por sentidos humanos. Há outras formas de radiação, como a radiação X ou a gama que só podem ser detectados por meio de instrumentos de medição apropriados e calibrados para cada faixa de energia. 6
Figura 7
Espectro de energia das ondas eletromagnéticas
De acordo com esta classificação têm-se os dois grandes grupos1 radiação não ionizante e radiação ionizante. O primeiro grupo envolve ondas de rádio, microondas, infravermelho, luz visível e ultravioleta, e são radiações cujas energias não são suficientemente altas para quebrar as ligações atômicas nos materiais. O segundo grupo está dividido entre raios X, gama e radiação cósmica e são capazes de ionizar o meio por onde passam, isto é, transferem parte ou toda a energia que carregam. A diferença entre um fóton de raios X e outro de raios gama está na sua origem: o primeiro é produzido fora do núcleo atômico e o segundo é gerado em seu interior, como exemplifica a Figura 8.
Figura 8
Geração de um fóton de raios X na eletrosfera do átomo (a) e fóton de raios gama gerado no núcleo atômico (b)
7
3 Descoberta dos raios X Pesquisando na história, voltamos ao ano de 1895, quando Wilhelm Conrad Roentgen realizou um experimento utilizando um tubo de Crookes (antecessor do tubo de raios X moderno)1. Ele observou que uma tela fluorescente (antecessora dos atuais écrans) brilhava fracamente enquanto o tubo permanecia ligado, este fenômeno acontecia em distâncias de até 2 m entre o tubo e esta tela fluorescente. Os experimentos seguintes foram verificar se estas emanações atravessavam materiais e se eram susceptíveis a campo magnéticos. Aqueles raios eram muito penetrantes, pois atravessavam livros, madeiras, placas metálicas, líquidos entre outros que Roentgen, incansavelmente aplicava-se em estudar. Em um destes experimentos ele observou que conseguia ver o contorno dos ossos de sua própria mão, enquanto colocava um dos materiais na frente dos tais raios. Então convenceu sua esposa Bertha a colocar a mão dela sob a influência destes raios por cerca de 15 minutos sem se mexer e assim obteve-se a primeira radiografia de extremidade da história. Esta tão famosa radiografia está exposta no Deutsches Museum. Quando Roentgen escreveu seu artigo relatando estas observações e descobertas, ele se referiu aos raios emitidos pelo tubo de Crookes como “raios X”, que eram os responsáveis por fazer a tela fluorescente brilhar; eles tinham a capacidade de atravessar alguns materiais, incluindo o corpo humano, o que gerou um reboliço na medicina, pois os médicos poderiam ver o interior do corpo sem abri-lo cirurgicamente. Isto se tornou uma tremenda ferramenta de diagnóstico médico, que hoje conhecemos por radiodiagnóstico e abrange várias modalidades como radiologia convencional, fluoroscopia, mamografia e tomografia entre outras. Cada uma delas tem aplicações específicas e equipamentos adequados às anatomias e com princípios de funcionamento diferenciado. Ao longo de todo o conteúdo deste material, você será convidado a conhecer cada um dos equipamentos com detalhes que o ajudarão a compreender como utilizar os benefícios destas técnicas radiográficas, minimizando os possíveis efeitos danosos provocados pela radiação.
8
Tubo de Crookes: consiste em um tubo de vidro selado a vácuo, contendo internamente, dois eletrodos metálicos (catodo e anodo) entre os quais se aplicava uma diferença de potencial. A partir do eletrodo negativo ocorria algum fenômeno que provocava a emanação dos então chamados raios catódicos, que sofriam alterações em suas trajetórias quando influenciados por campos magnéticos entre outras reações que foram estudadas por vários pesquisadores naquele período da história.
4 Atenuação de raios X Os fótons de raios X passaram a ser utilizados na obtenção de imagens da parte interna do corpo, cujo princípio está baseado na absorção de alguns destes fótons por estruturas mais densas e/ou mais espessas; em contrapartida, outros fótons atravessam órgãos e tecidos atingindo o detector e formando a imagem. Outro nome que se dá à absorção é atenuação, que segue a regra da equação (1) e está no diagrama exemplificado da Figura 9. Esta regra é válida para um feixe de radiação chamado de monoenergético, como é o caso das radiações gama, provenientes de materiais radioativos, por exemplo. Algumas adaptações na equação (1) são necessárias quando queremos representar a atenuação de fótons de raios X provenientes de um feixe policromático (ou polienergético) 1.
I = I 0 ⋅ e − µx
(1)
Onde: I0 : Intensidade do feixe antes de atravessar o material absorvedor I : Intensidade do feixe após de atravessar o material absorvedor µ : coeficiente de atenuação linear x : espessura do material absorvedor
9
µ do material absorvedor
I(x)
Io x Figura 9
Diagrama da atenuação de fótons ao passarem por um material absorvedor.
5 Interação da radiação com a matéria A interação da radiação com a matéria ocorre de forma probabilística por meio de cinco processos diferentes, sendo que na faixa dos raios X nos interessa principalmente dois deles: o efeito fotoelétrico e o espalhamento Compton, porém apresentaremos também os outros três fenômenos (espalhamento coerente, produção de pares e fotodesintegração) de forma bem simplificada3.
5.1
Espalhamento Coerente
Também conhecido por espalhamento Thompson (físico que primeiro observou tal fenômeno) ou clássico, tem maior probabilidade de ocorrer quando os fótons de raios X possuem energias menores que 10 keV. Nesta interação entre os fótons e um átomo, não há transferência de energia e, portanto não causa sua ionização. Este efeito está demonstrado na Figura 10 onde, um fóton incidente (comprimento de onda I) interage com um átomo deixando-o excitado. Para voltar ao seu estado original, o átomo todo vibra, reemitindo o mesmo fóton (ainda com o mesmo comprimento de onda I = I’), mudando apenas a direção (ângulo) do fóton3.
10
Figura 10
5.2
Espalhamento Coerente
Efeito Fotoelétrico
Este é o fenômeno mais desejado no radiodiagnóstico, pois é o responsável pela formação das imagens. Talvez você se pergunte: Como assim? Para explicar melhor precisamos resgatar o conceito intuitivo de formação da imagem em filme radiográfico. Qual a aparência do osso na imagem? Ele aparece mais claro que os outros tecidos em sua volta. E se considerarmos a imagem do pulmão? Ele tem tonalidades mais escuras. Por que será que a imagem do osso é “branca” e do pulmão é “preta”? O responsável por isso é o efeito fotoelétrico! Vamos entender como isso acontece. Um fóton de raios X com energia um pouco maior que a energia de ligação dos elétrons da camada mais interna tem maior probabilidade de realizar o efeito fotoelétrico. Ao interagir, o fóton é totalmente absorvido (desaparece) e transfere toda sua energia para o elétron mais fortemente ligado, que é ejetado de sua órbita (Figura 11). Este elétron é chamado de fotoelétron3.
Informação complementar: Parte da energia do fóton incidente é utilizada para arrancar o elétron (energia de ligação) sendo o restante transformado em energia cinética (velocidade) transmitida ao fotoelétron que foi ejetado de sua órbita.
11
O espaço deixado pelo fotoelétron pode ser ocupado por elétrons das camadas superiores, gerando o que chamamos de radiação característica que aparece nos espectros. Falaremos de espectros e da radiação características mais adiante no texto. O efeito fotoelétrico é inversamente proporcional ao cubo da energia dos raios X (1/E3), por isso a probabilidade de interação fotoelétrica cai rapidamente com o aumento da energia. A energia mínima necessária para se iniciar uma interação fotoelétrica deve ser ligeiramente maior que a energia de ligação do elétron na camada K. Ele, também, é diretamente proporcional ao cubo do número atômico (Z3) do material absorvedor, tendo maior probabilidade de interagir com materiais de Z alto em comparação aos de Z mais baixo. Por causa disto, podemos utilizar os materiais de contraste para melhorar a visualização em algumas estruturas, por exemplo, o tecido mole apresenta um número atômico efetivo (Zef) de 7,4, enquanto que o Bário tem Zef = 56. Agora que entendemos como este processo acontece, podemos retomar o que falamos no início e compreender que o osso tem aparência “branca” e o pulmão, “preta”, pois o primeiro tem Zef maior que o segundo (osso = 13,8 e pulmão = 7,4), além de maior densidade o que favorece a maior absorção dos fótons incidentes que ficam retidos no osso; transmitindo poucos fótons, o filme é pouco irradiado na região dos ossos, deixando-o com a aparência “branca”; o oposto acontece com o pulmão, que, por ser preenchido com ar, é menos denso, absorve poucos e transmitindo muitos fótons, que impressionam o filme ficando com a aparência escura na região dos pulmões.
Figura 11
Efeito Fotoelétrico
12
5.3
Espalhamento Compton
Se o efeito fotoelétrico é tão desejado, por outro lado, gostaríamos o espalhamento Compton não acontecesse, pois prejudica a qualidade da imagem radiográfica deixando-a com a aparência borrada, reduzindo o contraste da imagem3. Considere a Figura 12 para entendermos este processo, nela vemos a radiação incidente interagindo com um elétron da camada mais externa, dizemos que este elétron está fracamente ligado ao átomo. Ao absorver parte da energia incidente o elétron secundário (ou elétron Compton) é ejetado desta órbita com certa energia cinética. Mas não é apenas isso que acontece, o restante da radiação incidente defletido em outra direção e com energia menor (o que está representado por outro comprimento de onda). Este espalhamento pode ocorrer em todas as direções, sendo que quando acontece em 180o, transfere-se o máximo de energia ao elétron Compton, e o fóton secundário é chamado retroespalhado. Com relação à probabilidade de ocorrência do efeito Compton, podemos dizemos que ela é inversamente proporcional à energia (1/E) e é independente do número atômico.
Figura 12
Espalhamento Compton
Resumimos na Tabela 2 uma comparação entre os dois fenômenos mais importantes na faixa de energia do radiodiagnóstico: fotoelétrico e Compton.
13
Tabela 2
Comparação entre o efeito fotoelétrico e espalhamento Compton.
Descrição
Efeito Fotoelétrico
Probabilidade com elétrons:
Espalhamento Compton
- mais internos
- mais externos
- mais fortemente ligados
- mais fracamente ligados
- energia pouco maior que a de ligação 3
Energia de raios X:
- diminui (1/E )
Número atômico do alvo:
- aumenta com Z
Densidade do material do alvo:
5.4
- diminui com (1/E) 3
- não depende
- aumentam com materiais mais densos
Produção de Pares
A Figura 13 apresenta o processo de interação conhecido por produção de pares que ocorre somente se o fóton incidente de raios X possui energia maior que 1,02 MeV, assim, ele se aproxima do núcleo atômico e fica sob influencia da força do campo nuclear. Nesta condição, o fóton incidente desaparece, originando duas partículas carregadas: o pósitron (positivo) e o elétron (negativo)3. O primeiro se combina com um elétron livre do meio, gerando dois fótons de 0,512 MeV (radiação de aniquilação); este processo é o princípio de funcionamento na tomografia por emissão de pósitrons. Já o elétron perde sua energia por meio de excitação ou ionização.
Figura 13
Produção de pares
14
5.5
Fotodesintegração
Este é a interação entre um fóton altamente energético, acima de 10 MeV e o núcleo do átomo. Nesta condição, o fóton é absorvido pelo núcleo que fica excitado e para voltar ao seu estado normal de energia emite um fragmento nuclear3. A Figura 14 representa este processo de fotodesintegração.
Figura 14
Fotodesintegração.
15
Tecnologia e funcionamento dos equipamentos Camila Sousa Melo1 Denise Yanikian Nersissian2 Tânia Aparecida Correia Furquim3
6 Geradores 6.1
Definição
Como descrito, o átomo é composto por elétrons, prótons e nêutrons. Cada uma destas partículas tem uma propriedade intrínseca que determina a relação entre elas. O elétron (e) tem um caráter negativo, então é chamado de carga elétrica negativa. O próton (p) tem caráter positivo, conhecido então como carga elétrica positiva, já o nêutron possui caráter neutro (N), sem carga elétrica. Qualquer carga elétrica gera um campo elétrico em sua volta, ou seja, uma região que pode influenciar o comportamento de outras cargas, como observado na Figura 15.
1
Física Médica do Instituto de Física da Universidade de São Paulo.
2
Física Médica do Instituto de Física da Universidade de São Paulo. Doutora em Tecnologia Nuclear Aplicações (Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares - SP), Especialista em Radiologia Diagnóstica (Associação Brasileira de Física Médica) 3" Física Médica do Instituto de Física da Universidade de São Paulo. Doutora em Tecnologia Nuclear Aplicações (Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares - SP), Mestre em Biofísica (Instituto de Física da USP), Especialista em Radiologia Diagnóstica (Associação Brasileira de Física Médica).
"
16
Carga elétrica
Carga elétrica
negativa
positiva
Linhas do campo
Linhas do campo
elétrico apontam
elétrico apontam
para dentro da
para fora da
carga negativa
carga positiva
Interações entre as cargas elétricas
Figura 15
Campos elétricos gerados por cargas negativas e positivas e as interações entre elas.
Esta capacidade de atração e repulsão é chamada potencial elétrico, que é a energia adquirida por um corpo, no caso a carga elétrica, que o permite realizar trabalho, movimentação. Quando uma diferença de potencial (tensão) entre dois pontos em um material cheio de elétrons é aplicada, deixando um lado mais positivo e o outro negativo, esta carga é atraída pelo lado positivo e se movimenta até ele, gerando assim uma corrente elétrica. Os cabos que alimentam a rede elétrica de um hospital ou clínica são de material condutor. Este tipo de material possui elétrons da região externa da eletrosfera com ligação muito fraca com o núcleo, então os elétrons circulam livremente de um átomo para outro e se distribuem por toda a extensão do condutor.
Quando é
aplicada uma tensão, estes elétrons se movimentam para o lado positivo gerando um fluxo de elétrons chamado corrente elétrica que pode ser medida em miliampères (mA), sendo 1 mA igual a 6,24 x 1015 elétrons por segundoiv, como mostrado na Figura 16.
17
Cabo rede elétrica
Figura 16
ensão (kV) e corrente (mA) aplicadas nos cabos de alimentação da rede elétrica de um hospital ou clínica.
A rede elétrica de um hospital ou clínica fornece normalmente tensão de 110 V e 220 V, muito menor do que a faixa de energia escolhida pelos técnicos em radiologia nos painéis de controle dos equipamentos de raios X, que são aproximadamente de 40 kV (40000 V) a 150 kV (150000 V) como observado na Figura 17.
Figura 17
As tensões (kV) fornecidas pela rede elétrica dos hospitais e clínicas não são as selecionadas no painel de controle de um equipamento de raios X convencional.
18
Então, como os equipamentos de raios X alcançam essas altas tensões?
A energia proveniente da rede elétrica é fornecida inicialmente a um dispositivo chamado autotransformador, que é um tipo de transformador. O transformador é um dispositivo que altera o valor de tensão e corrente inicialmente fornecidas a ele de acordo com a lei dos transformadores.
6.1.1
Lei dos transformadores e seu princípio de funcionamento
Os transformadores operam segundo a lei de Faraday ou primeira lei do eletromagnetismo.
Primeira lei do eletromagnetismo Uma corrente elétrica é induzida em um circuito se este estiver sob a ação de um campo magnético variável.
Um campo magnético é uma região do espaço induzida por qualquer carga em movimento, como a corrente elétrica (i) que corresponde a elétrons em movimento, ou por algum material com propriedades específicas, como o ímã. Como visto anteriormente, cada carga elétrica cria em torno de si um campo elétrico com linhas de campo elétrico entrando (carga negativa) ou saindo (carga positiva). De modo análogo o imã e uma carga em movimento criam um campo magnético (B), porém sempre suas linhas de campo saem de um polo norte (positivo) e chegam em um polo sul (negativo), mostrando assim dois polos simultaneamente,
como
mostrado na Figura 18. A terra também gera um campo magnético devido a seu núcleo formado por ferro e níquel, possuindo assim polos norte e sul. E este é o princípio de funcionamento da bússola, instrumento de localização, que nada mais é que um ímã com seu norte
apontando sempre para norte geográfico da terra (ou sul magnético), como observado na Figura 19.
19
Linhas de campo magnético
i
B)
Ímã
A)
Fio enrolado passando corrente elétrica (i)
Corrente elétrica (i) = Carga em movimento Fio enrolado = Conjunto de espiras
Figura 18
Campo magnético gerado pelo ímã (A) e por carga em movimento (B).
20
Achar os pólos norte e sul e a direção do campo magnético !!!!⃗ (! )! Ímã
Espira
Colocar sobre limalha de ferro e observar as linhas de campo magnético formadas
Regra da mão direita
i S
N
!⃗ !
Bússola = ímã em forma de agulha que gira sobre
Polegar = no sentido da corrente elétrica (i)
um referencial de posicionamento (norte, sul, leste,
Fechamento mão = sentido campo magnético !!!!⃗ (! )
oeste) Pólo norte geográfico
Pólo norte geográfico
Pólo sul magnético
Pólo sul magnético
N O
S Globo
L
Terrestre
!⃗ !
S
Bússola
i
N Pólo sul geográfico
Pólo sul geográfico
Pólo norte magnético
Pólo norte magnético
Seu norte aponta para o polo sul magnético da terra (chamado polo norte geográfico para facilitar a orientação pela bússola, norte da bússola indicando norte geográfico da terra da terra)
linhas de campo saem de um pólo norte (N) e chegam a um pólo sul (S)
O norte da bússola aponta para o sul magnético da terra pois: Se atraem N
S
N
S
S
N
S
i
N
S
N
Se repelem N
S
S
Figura 19
N
S
N
N
S
Descobrindo as linhas de campo magnético e sua direção.
21
Uma carga em movimento está sempre associada a um campo magnético ao seu redor – e essa carga pode sofrer a influência de um campo magnético associado à outra carga também em movimento ou algum ímã. Por exemplo, uma espira passando corrente elétrica gera campo magnético e se inserida perto de um ímã que também tem seu próprio campo magnético, eles sofrerão uma interação denominada força magnética (F), que gira esta espira. Esta força é vetorial, ou seja, é caracterizada por uma direção e sentido. Se a corrente elétrica que passa pelos fios variar (corrente alternada) produzirá um campo magnético variável, de acordo com a primeira lei do eletromagnetismo. Por isso, os transformadores são alimentados com correntes (i) alternadas senoidais de frequência (f) de 60 Hz, que é o tipo de corrente fornecida pelas redes elétricas de um hospital ou clínica, como observado nas Figuras 20 e 21.
Corrente alternada
Corrente contínua
(onda senoidal)
(reta)
Corrente alterna seu valor em positivo
Corrente mantém mesmo valor
e negativo ao longo do tempo
positivo ao longo do tempo
Figura 20
Diferenças entre corrente contínua e alternada.
22
f = Número de ciclos em um intervalo de tempo específico
Figura 21
Se for ciclos por segundo (s), a unidade utilizada é a Hertz (Hz)
Frequência de uma corrente alternada.
Um transformador são fios enrolados em torno de cada lado de um núcleo de ferro, formando de um lado uma bobina primária e do
outro
uma
1
secundária. Este núcleo é curvado para que não tenha saída de linhas de campo magnético devido às bordas e este campo se mantenha no centro do núcleo, como mostrado na Figura 22. Assim, uma corrente alternada na bobina primária produz um campo magnético que passará através do centro da bobina secundária e induzirá uma corrente alternada nesta. Os valores produzidos de corrente e tensão pelo transformador seguem a lei dos transformadores, demonstrando que a razão das tensões é proporcional à razão entre o número de voltas das espiras, e inversamente proporcional à razão de correntes, como pode ser observado na Figura 22.
23
Bobina secundária
Bobina primária Núcleo de ferro
=?
110 V = = 0,5 A
=?
=4 =8
Vp = Tensão bobina primária
VS = Tensão bobina secundária
Ip = Corrente bobina primária
IS= Corrente bobina secundária
Np = Número de voltas bobina primária
NS = Número de voltas bobina secundária
Figura 22
Exemplificação de um transformador e seu funcionamento de acordo com a lei dos transformadores.
De acordo com a Figura 22 podemos concluir que, se o número de espiras da bobina secundária for maior do que o da bobina primária, teremos valores maiores para a tensão e menores de corrente da bobina secundária em relação à primária, caracterizando assim um transformador elevador de tensão. Já, se o número de espiras da bobina secundária, for menor do que o da primária, teremos valores menores de tensão e maiores de corrente da bobina secundária em relação à primária, caracterizando assim um transformador abaixador de tensão.
24
Autotransformadores O autotransformador é um tipo de transformador e funciona com o mesmo princípio do transformador apresentado na Figura 22, a única diferença é que consiste de apenas um fio enrolado em um núcleo de ferro sem curvatura, com conexões de entrada e saída que são as suas bobinas primária e secundária, como demonstrado na Figura 23.
Ns = 9 Vp = 110 V (tensão bobina primária)
Np = 25 (número de voltas bobina
(número de voltas bobina secundária)
primária) Vs = ? (tensão bobina
Aplicar a lei dos transformadores
secundária)
Figura 23
Autotransformador e seu princípio de funcionamento.
Um autotransformador é um tipo de transformador utilizado para pequenas alterações de tensão e corrente3. Deste modo, a corrente e tensão fornecida pela rede elétrica é aplicada ao autotransformador que fará uma primeira alteração nesta tensão que será aplicada a outro transformador, com capacidade de elevação da tensão para a ordem dos kilovolts, e a corrente gerada será fornecida a um transformador abaixador de tensão. Assim, os valores de tensão e corrente se elevam, de acordo com a lei dos transformadores, e alcançam os valores selecionados no painel de controle do equipamento de raios X. O tubo de raios X consiste de uma cápsula a vácuo, que pode ser de vidro ou metal e que possui duas partes, chamadas de catodo (fonte de elétrons) e anodo (alvo dos elétrons), como mostrado na Figura 24. Entre estas partes é aplicada uma tensão (VA) pelo transformador elevador de tensão do gerador com o objetivo de acelerar os elétrons, produzidos no catodo, em
25
direção ao anodo, e os retificadores são dispositivos que garantem esta única direção sempre. Para a produção dos elétrons no catodo é aplicada uma tensão (VB) pelo transformador abaixador de tensão em um filamento localizado nesta região.
(tensão de aceleração dos elétrons do catodo para o anodo) VA
Anodo
Catodo
Filamento
Raios X Figura 24
Tubo de Raios X e seu funcionamento simplificado
Os transformadores de elevação e redução da tensão constituem um gerador de alta tensão juntamente com os retificadores. Os retificadores são compostos por diodos que são dispositivos que garantem o sentido único da direção da corrente no tubo de raios X e podem ser representados como demonstrado na Figura 254.
26
Figura 25
Representação do diodo e sentido da corrente e elétrons no tubo de raios X.
Dependendo da quantidade e arranjo destes diodos, a retificação pode ser de meia onda ou onda completa. Este nome se refere ao formato de onda produzido pela corrente alternada fornecida pela rede elétrica, uma onda senoidal com parte positiva e negativa, pois a direção de corrente é variada, como já demonstrado na Figura 20.
6.1.2
Retificação de meia onda
A Retificação de meia onda permite a passagem da corrente elétrica pelo circuito, que liga os transformadores ao tubo de raios X, somente durante a parte positiva da onda.
Consequentemente, a produção de raios X só é
realizada durante somente metade do ciclo da onda, implicando em aumento do tempo de exposição no exame para compensar esse tempo sem produção de raios X. O direcionamento desta corrente do catodo ao anodo no tubo de raios X é realizado por um ou dois diodos, como observado na Figura 26.
6.1.3
Retificação de onda completa
É possível, entretanto, utilizar todo o ciclo da onda da corrente alternada para a produção de raios X, otimizando assim o tempo de exposição do exame. Essa forma de retificação é denominada retificação de onda completa. 27
Equipamentos de raios X com retificador de onda completa direcionam a corrente com pelo menos quatro diodos. Neste circuito retificador, durante o ciclo negativo da onda os elétrons são redirecionados de forma que o anodo esteja sempre com potencial positivo. Consequentemente, ocorre produção de raios X durante todo o ciclo da onda como pode ser observado na segunda metade do ciclo na Figura 27. A principal vantagem da retificação de onda completa é que o tempo de exposição para qualquer técnica de exame escolhida é reduzido à metade, diminuindo a exposição do paciente à radiação3.
Figura 26
Retificação de meia onda.
28
Figura 27
6.2
Retificação de onda completa.
Tipos de geradores
Geradores Potencial constante
Monofásic Trifásico
Alta frequência
29
6.2.1
Monofásicos
A forma de onda de entrada e saída dos transformadores deste tipo de gerador é de fase única, ou seja, é produzida uma única onda, com variações positiva e negativa devido à corrente alternada fornecida pela rede elétrica. Nesta configuração de gerador, a tensão selecionada no painel de controle é gerada pelo autotransformador e aplicada a bobina primária do transformador de alta tensão (elevador de tensão). Esta tensão primária é então intensificada, retificada (meia onda ou onda completa) e aplicada ao tubo de raios X. A tensão produzida pelo transformador de alta tensão varia de zero a um valor máximo, tendo 100% de variação da sua ondulação, também chamada variação de ripple, como mostrado na Figura 8.
Gerador Monofásico de 1 pulso
1 ciclo ; 1 pulso Kmáx 100% variação (ripple) A)
0
Retificação de meia onda (segunda metade do ciclo sem produção de raios X)
1 ciclo ; 2 pulsos Kmáx 100% variação (ripple) B)
0
Retificação de onda completa (segunda metade do ciclo com produção de raios X)
Figura 28
Formato de onda produzido em um gerador monofásico de meia onda (A) e onda completa (B
30
6.2.2
Trifásicos
Uma forma de superar essa alta variação de tensão e perda de eficiência é gerar três formas de onda simultâneas e fora de fase, ou seja, tem seu início em tempos diferentes. Essa manipulação resulta em uma tensão trifásica e gera múltiplas formas de onda superpostas, resultando em uma forma de onda que mantém um valor de alta tensão aproximadamente constante, com uma variação de somente 13%, como observado na Figura 29.
Figura 29
Gerador trifásico de 6 pulsos
Com tamanha redução da variação ripple, os geradores trifásicos fornecem uma tensão mais constante para o tubo de raios X e podem produzir tempos muito curtos de exposição do paciente à radiação. No entanto, estes sistemas são maiores, ocupando mais espaço e devido sua maior complexidade, são mais caros4.
31
6.2.3
Alta frequência
Uma vantagem do gerador de alta frequência é o seu tamanho. Esses geradores são muito menores que os geradores monofásico e trifásico, e produzem uma forma de onda de tensão aproximadamente constante, possibilitando melhor eficiência do tubo de raios X e consequentemente menor dose de radiação recebida pelo paciente3. Este tipo de gerador utiliza um circuito monofásico ou trifásico retificado. Posteriormente, converte o sinal gerado deste circuito (f = 60 Hz) em um sinal de alta frequência (500 – 40000 Hz) através de um dispositivo chamado inversor de potência3. O sinal resultante passa por um transformador elevador de tensão, com retificação de onda completa que dobra o número de pulsos, como observado na Figura 30.
Figura 30
Tensão gerada em um gerador de alta frequência
32
6.2.4
Potencial constante
Um gerador de potencial constante é um gerador trifásico com a adição de um circuito que controla o tempo de exposição e magnitude da tensão fornecida ao tubo de raios X. Este circuito controlador é colocado na saída do transformador elevador de tensão, que fornece a diferença de potencial ao tubo de raios X4. O circuito controla a duração da exposição ligando e desligando a tensão fornecida ao tubo com aproximadamente 20 ms de precisão. E com a ajuda de um sistema que monitora e mede a diferença entre a tensão desejada no painel de controle e a atual tensão no circuito de alta-tensão, ele ajusta a magnitude da alta tensão de saída gerada com 20 a 50 µs de precisão4. Um gerador de potencial constante consegue uma tensão para o tubo de raios X com variação menor que 2%, como observado na Figura 31.
< 2% Variação (ripple)
Figura 31
A forma de onda produzida por um gerador de potencial constante possui uma variação de menor que 2%.
6.3
Localização
O gerador normalmente encontra-se dentro da sala de exames, próximo ao tubo de raios X, enquanto que o painel de controle é instalado atrás de uma barreira de proteção, como observado na Figura 32. E em equipamentos móveis, ele se encontra acoplado às outras partes do equipamento, formando uma única estrutura, como observado na Figura 33.
33
Figura 32
Posicionamento das partes de um equipamento de raios X em uma sala de exames.
Figura 33
Partes de um equipamento móvel.
34
7
7.1
Tubos de raios X
Anatomia
de
um
tubo
para
radiologia
convencional
e
emissão
termoiônica
O tubo de raios X, como visto anteriormente, consiste de uma cápsula a vácuo, que pode ser de vidro ou metal. A condição de vácuo é utilizada para evitar colisões dos elétrons com moléculas de gás no percurso do catodo para o anodo, garantindo assim um bom isolamento elétrico. A cápsula de vidro ou metal é envolta por uma cúpula que exerce a função de sustentá-la, isolá-la e protegê-la do meio externo. A cúpula é revestida inteiramente com chumbo, exceto em uma janela radiotransparente designada para saída dos raios X, bloqueando assim os outros raios X emitidos em outras direções, pois eles são emitidos em todas as direções após sua formação no anodo, como pode ser observado na Figura 19. Os fótons de raios X que passam por esta janela constituem o chamado feixe útil. A produção deste feixe gera muito calor, necessitando de um sistema de resfriamento dentro da cúpula. Este resfriamento pode ser feito através de ar, óleo ou água. Muitos dos tubos resfriados por ar são equipados com tipos de ventiladores ou circuladores de ar, já o óleo (ou água) circula com o auxílio de uma bomba, que controla sua ida para o resfriamento e volta para o tubo através de mangueiras especiais. Quando ocorre aquecimento excessivo do óleo, há na cúpula uma parede com capacidade de expansão, como observado na Figura 34.
Figura 34
Partes internas de uma cúpula de tubo de raios X.
35
7.1.1
Catodo
Uma vez o tubo resfriado e liberado para funcionamento, a produção de raios X se inicia. O catodo exerce a função de fonte de elétrons do tubo de raios X. Para a produção destes elétrons há um ou dois filamentos helicoidais de tungstênio, como mostrado na Figura 35.
Figura 35
Filamentos do catodo e sua estrutura de focalização.
O filamento é conectado a um transformador abaixador de tensão, chamado transformador do filamento, que fornece uma diferença de potencial para produção de corrente (mA). Esta corrente produzida é de valor igual ao selecionado no painel de controle do equipamento (aproximadamente de 20 a 500 mA, ou maior). A corrente determina a temperatura do filamento, aquecendo-o suficientemente para ocorrer a liberação de elétrons por emissão termoiônica. A emissão termoiônica consiste da ejeção de elétrons por aquecimento de um material condutor. Os elétrons num material condutor, à temperatura ambiente, se agitam e passam de um átomo para outro facilmente devido a sua fraca ligação com o núcleo. Este movimento no interior do material induz uma carga positiva correspondente na superfície que tende a atraí-lo. O aquecimento deste material a aproximadamente 2200ºC proporciona aos elétrons energia mínima, chamada função-trabalho, necessária para superar a força de atração do material devido às cargas positivas geradas, formando uma nuvem de elétrons próxima à superfície do condutor. 36
Então, durante o aquecimento do filamento, esta nuvem de elétrons é formada ao seu redor, como visto na Figura 36 e quando uma tensão é aplicada no tudo de raios X esses elétrons são acelerados em direção ao anodo, gerando uma corrente elétrica. Porém, se a tensão for muito baixa, alguns elétrons retornam pra o filamento em vez de seguirem em direção ao anodo, reduzindo assim a corrente no tubo. Este efeito é conhecido como efeito espacial de carga. Assim, tensões maiores produzem correntes no tubo levemente maiores para a mesma corrente de filamento até que todos os elétrons sejam acelerados e ocorra a saturação.
Figura 36
Filamento aquecido e sua nuvem de elétrons.
Materiais que são bons emissores termoiônicos possuem uma função de trabalho baixa e um ponto de fusão alto. O tungstênio tem ponto de fusão a 3400ºC e uma função trabalho de 4,5 eV, por isso é tão utilizado como material do filamento do catodo3. Apesar de o ponto de fusão dos materiais usados serem altos, o filamento pode sofrer vaporização se mantido por muito tempo a essa alta temperatura. Então, a corrente do tubo é mantida em um valor inferior, que mantém o filamento préaquecido em uma temperatura menor do que a necessária durante a exposição. Por isso, os equipamentos de diagnóstico por imagem normalmente possuem botões de duas etapas, a 1º etapa chamada preparo, quando o filamento é pré-aquecido, e a 2º chamada exposição, quando a alta tensão entre o anodo e o catodo é acionada e a exposição é realizada. Também, encontram-se equipamentos com dois botões, um designado para o preparo e o outro para a exposição. Os elétrons ejetados do filamento interagem com uma pequena área no anodo. Para manter pequena esta área de interação no disco do anodo, o caminho entre o catodo e o anodo é orientado pela estrutura de focalização que se encontra ao redor
37
do filamento, pois os elétrons tendem a se repelir por possuírem mesma carga negativa. A focalização é feita por uma tensão aplicada a esta estrutura, de mesmo valor da fornecida ao filamento ou mais negativa. No segundo caso, o circuito que fornece a tensão para a estrutura de focalização é isolado do circuito que fornece a tensão para o filamento, resultando em uma largura de feixe de elétrons menor. A largura da área atingida no disco de anodo é definida pela tensão aplicada à estrutura de focalização, e o comprimento pelo comprimento do filamento. Esta área atingida no anodo é conhecida por ponto focal e o comprimento do filamento determina se o foco é grosso (comprimento maior) ou fino (comprimento menor), como observado na Figura 37.
Figura 37 A) Foco fino, área de comprimento menor no anodo; B) Foco grosso, área de comprimento maior no anodo.
38
7.1.2
Anodo
Na área atingida no anodo ocorrem as interações para produção de raios X. Estas interações acontecem especificamente no disco do anodo, que pode ser estacionário ou giratório. Para rotacionar esta estrutura, o anodo possui um arranjo elaborado de rotor e estator, já o anodo fixo consiste simplesmente de tungstênio inserido em um bloco de cobre, como mostrado na Figura 38. Os elétrons que colidem no anodo depositam a maior parte da sua energia na forma de calor e somente uma parte é emitida em raios X (aproximadamente 1%), então é necessário que o anodo tenha uma alta capacidade de dissipar este calor gerado para evitar danos na sua estrutura e ser eficiente na produção de raios X. Estas características são alcançadas através da escolha do material do alvo e da instalação de um sistema rotacional acoplado a ele, que aumenta sua área de dissipação de calor. Os materiais geralmente utilizados são o tungstênio, rênio ou uma combinação destes, devido a seus altos pontos de fusão e alto número atômico. O material mais utilizado é o tungstênio, escolhido devido a seu alto ponto de fusão (3400ºC), suportando alto depósito de calor sem fissuras ou corrosão, como observado na Figura 39. O acréscimo de outro material (ex: rênio) forma uma liga (ex: 10% rênio e 90% tungstênio) que deixa o anodo ainda mais resistente4.
Catodo
Figura 38
Anodo Fixo
Anodo fixo do tubo de raios X.
39
Catodo
Disco do anodo giratório
Fissuras na área do anodo devido ao excesso de calor
Figura 39
Disco do anodo giratório com fissuras devido ao excesso de calor
A rotação do anodo é realizada pelo aprisionamento de um disco de tungstênio a um motor de indução através de uma haste de molibdênio. Este motor é constituído por um rotor (barras de cobre arranjadas ao redor de um núcleo de ferro cilíndrico) e um estator (conjunto de bobinas que ficam ao redor do rotor, fora da cápsula a vácuo), como observado na Figura 39. Com a aplicação de uma corrente alternada entre os pares de bobinas do estator, é produzido um campo magnético que induz uma corrente no rotor, e esta corrente induz um campo magnético oposto. O rotor sofre ação da força magnética, como explicado anteriormente, e assim rotaciona. A produção de raios X no equipamento só é permitida quando a velocidade máxima do anodo é alcançada, ocasionando um atraso entre o acionamento do botão no painel de controle e a produção dos raios X. A haste de molibdênio diminui o calor transferido do anodo para o rotor devido a este material ser um mal condutor de calor, preservando assim a integridade do rotor. Os tubos com anodos giratório exigem uma engenharia mais elaborada para sua fabricação, tornando-os mais caros. Por isso, apesar de a maioria dos equipamentos serem de anodo giratório, há muitos que utilizam anodo fixo. No anodo fixo, o bloco de cobre onde é inserido o tungstênio tem a função de suporte deste alvo e de dissipar o calor gerado. Como a interação neste anodo acontece sempre na mesma área, a corrente do tubo é limitada pra não ocorrer danos na superfície deste alvo,
40
ao contrário do anodo giratório que consegue uma área de interação no anodo muito maior do que o anodo fixo, tendo melhor capacidade de dissipação de calor.
7.1.2.1 Angulação do anodo e ponto focal
A área de interação dos elétrons no anodo influencia a qualidade da imagem produzida. Os equipamentos de raios X tem a finalidade de produzir uma imagem adequada para um bom diagnóstico do paciente e, para obter esta imagem os fótons devem ser emitidos de uma fonte o mais pontual possível e ter uma exposição curta para evitar borrões na imagem causados pelos movimentos do paciente (voluntários e involuntários). Devido a área de uma fonte pontual ser muito pequena, ao utilizar uma exposição curta é necessário ter uma quantidade de corrente maior. Os elétrons que atingirão esta pequena área do alvo (ponto focal), produzirão grande quantidade de calor que precisa ser dissipada ou danificará a estrutura. Com o objetivo de resolver tais problemas, adquiriu capacidade giratória, como já visto anteriormente, e o anodo foi angulado. Esta angulação torna a área do campo de raios X que atinge o paciente menor do que a área da produção deste no alvo, como observado na Figura 40.
Ângulo do alvo
θ
Comprimento do feixe de elétrons Comprimento real do Comprimento efetivo
ponto focal (CPFR)
do ponto focal (CPFE) CPFE = C PFR x sen θ
CPFE < C PFR (Princípio de linha do foco)
Figura 40
A inclinação do anodo permite que se alcance um ponto focal efetivo menor do que o real.
41
A área no anodo que os elétrons colidem é chamada ponto focal real e a que atingi o paciente é chamada de ponto focal efetivo e sua largura permanece a mesma da do ponto focal real, porém seu comprimento (CPFE) é igual ao comprimento do ponto focal real (CPFR) multiplicado pelo seno do ângulo do anodo, tornando-o menor. Este encurtamento é chamado de princípio de linha do foco. O comprimento do ponto focal efetivo varia com a posição no plano da imagem e na direção anodo-catodo. Em direção ao lado do anodo o comprimento projetado do ponto focal encurta, enquanto que alonga em direção ao lado do catodo, como observado na Figura 41. Na dimensão da largura, o tamanho do ponto focal não muda com a posição na imagem no plano.
Figura 41
O comprimento do ponto focal efetivo varia na direção anodo-catodo.
42
Figura 42
Variação ângulo do anodo.
Os ângulos dos anodos variam de 7 a 20 graus e o ângulo a ser escolhido depende da estrutura que se deseja observar na imagem. Pois, se é necessário uma alta definição de detalhes (alta resolução espacial), isto é alcançado com um ponto focal efetivo menor, que é consequência de um ângulo menor do anodo. Porém, este ângulo menor limita o tamanho do feixe de raios X, podendo-se perder informação se a parte do corpo for grande demais, como observado na Figura 424. 7.1.2.2 Efeito Anódico ou efeito heel
Outra desvantagem desta pequena angulação é que os fótons de raios X irradiados em direção ao lado do anodo atravessam uma espessura maior deste antes, sofrendo maior atenuação do que os direcionados para o lado do catodo. Portanto, o feixe de raios X sofre o que é chamado de efeito anódico ou efeito heel e tem intensidade reduzida na direção do anodo, visualizado na Figura 43. Este efeito é
43
reduzido quando a distância da fonte-detector é grande, pois o detector recebe um ângulo menor do feixe. Para evitar que este efeito prejudique muito a qualidade da imagem, procura-se posicionar o catodo sobre as partes mais espessas e densas do paciente, como pode ser observado na Figura 44, conseguindo assim um balanceamento dos fótons ao longo do eixo anodo-catodo, produzindo assim uma imagem mais uniforme.
7.1.2.3 Radiação extrafocal
Além do efeito anódico, a qualidade da imagem sofre também com uma pequena fração dos elétrons acelerados em direção ao anodo que se espalham e são reacelerados para fora da área do ponto focal, como observado na Figura 45. Estes elétrons colidem com esta área e produzem raios X de baixa energia, consequentemente o comprimento do ponto focal efetivo aumenta, a resolução espacial diminui, prejudicando a qualidade da imagem e ocorre um aumento desnecessário de exposição ao paciente. Para evitar isto, um pequeno colimador de chumbo pode ser colocado perto da saída do tubo de raios X com a finalidade de interceptar esses fótons indesejados. Tubos com cápsula de metal com mesma diferença de potencial aplicada ao anodo podem atrair os elétrons perdidos tanto quanto o anodo e interceptá-losiv.
Figura 43
Diferenças de intensidade no feixe de raios X devido a inclinação do anodo.
44
Parte superior do tórax
E
posicionada do lado do anodo
S T
Tubo de
A
raios X
TI V A
Parte inferior (mais espessa) do tórax posicionada do lado do catodo
Figura 44
Figura 45
Posicionamento exame de tórax
Elétrons podem ser retroespalhados no anodo, causando a produção de raios X extrafocal.
45
7.2
Interações no anodo: Bremsstrahlung e radiação característica
Como visto anteriormente, os elétron emitidos do catodo interagem em uma pequena área no anodo, o ponto focal. Essas interações são transferências de energia cinética dos elétrons aos átomos do material do anodo. Essa energia cinética, energia de movimento adquirida com a aceleração dos elétrons, pode ser transferida para o anodo na forma de energia térmica (calor) ou energia eletromagnética (radiação infravermelha ou raios X, podendo estes últimos serem radiação característica ou de freamento), diminuindo a velocidade dos elétrons até estes pararem3. Essa conversão de energias depende em que parte do átomo do material o elétron vai interagir. Como visto anteriormente, os átomos são compostos por um núcleo (prótons e nêutrons) e camadas orbitais ocupadas por elétrons. Então, os elétrons acelerados em direção ao anodo podem interagir tanto com o núcleo dos seus átomos, como com os elétrons das suas diversas camadas orbitais.
7.2.1
Produção de calor
Quando a interação ocorre com os elétrons mais externos das camadas orbitais, a energia cinética é convertida em radiação infravermelha. A energia transferida excita os elétrons para um nível de energia mais elevado, porém imediatamente eles retornam a seus níveis normais de energia (estado fundamental) com liberação de radiação infravermelha, como mostrado na Figura 46. A radiação infravermelha é uma radiação eletromagnética com comprimento de onda até 700 nanômetros, recebe este nome por estar localizada logo depois da luz vermelho no espectro de luz e não é visível ao olho humano. Apesar de não poder ser vista, esta radiação pode ser notada no material em forma de calor. Aproximadamente 99% da energia cinética dos elétrons projetados é convertida em calor e apenas 1% é usada na produção de raios X3. Este calor intenso limita o número de fótons de raios X que podem ser produzidos em um dado tempo sem destruir o alvo.
46
Figura 46
7.2.2
Emissão radiação infravermelha
Raios X característicos
Os elétrons que colidem com o anodo podem ir mais fundo no átomo, interagindo com camadas orbitais mais internas. Se a energia transferida é do valor da energia que mantém os elétrons nestas camadas (energia de ligação), este será arrancado da sua camada orbital e esta ficará com um buraco vazio, uma vacância. Enquanto este elétron arrancado é ejetado podendo interagir com outros átomos, a vacância deixada é preenchida por um elétron de uma camada mais externa, liberando energia neste processo em forma de raios X característico como observado na Figura 47.
Figura 47
Emissão de raios X característicos.
O elétron pode ser removido de qualquer uma das camadas orbitais. Cada elétron no alvo tem uma energia de ligação que depende da camada em que reside, sendo os raios X característicos produzidos com energias específicas, iguais às diferenças das energias de ligação para as várias transições possíveis entre os elétrons das diversas camadas orbitais (transições eletrônicas), como mostrado na Tabela 3 que mostra Raios X característicos do tungstênio (geralmente o material utilizado no anodo do tubo de raios X).
47
Tabela 3 Camadas orbitais
Energias aproximadas de Raios X característicos produzidos no Tungstênio. Número de elétrons
Energia
Energias aproximadas emitidas das Transições eletrônicas
aproximadas
das camadas do tungstênio
de ligação
Camada
Camada
Camada
Camada
Camada
(keV)
L
M
N
O
P
69
69 – 12 =
69 – 3 =
69 – 1=
69 – 0,1=
69
57
66
68
68,9
12 – 3=
12 - 1=
12 – 0,1=
K
2
L
8
12
M
18
3
9
N
32
11
11,9
3 – 1=
3 – 0,1=
2
2,9
1
1 – 0,1=
12 3 1
0,9 O
12
0,1
P
2
-
0,1 -
-
-
-
-
A energia dos raios X característicos emitidos é a
As vacâncias só podem ser preenchidas por elétrons
diferença das energias de
de camadas mais externas:
ligações envolvidas
Camada K pode ser preenchida por L, M, N, O e P Camada L pode ser preenchida por M, N, O e P
Na faixa de energia utilizada em diagnóstico por imagem, a radiação característica prevalente é a gerada pelo preenchimento de vacâncias da camada K. As outras energias produzidas por vacâncias em outras camadas são muito baixas, como observado na Tabela 3, e são quase inteiramente atenuadas pela janela do tubo de raios X ou filtros adicionais4.
7.2.3
Raios X de Freamento
Os elétrons podem penetrar ainda mais fundo nos átomos do alvo e interagirem com seus núcleos. Nesse tipo de interação, a energia cinética do elétron incidente é também convertida em energia eletromagnética, só que na forma de raios X de freamento (ou bremsstrahlung). A energia emitida por raios X de freamento acontece pois quando o elétron incidente de carga negativa se aproxima do núcleo que contém prótons de carga positiva ocorre uma força de atração entre eles que causa a perda de energia cinética do elétron, desacelerando-o e mudando sua trajetória. Neste processo, a energia cinética perdida é revertida em raios X de freamento e o elétron segue sua nova 48
trajetória com valor de energia igual a sua energia incidente no alvo menos a energia cinética perdida em forma de raios X de freamento, podendo sofrer muitas outras interações e produzir mais raios X de fretamento antes de perder toda essa energia. Há também a possibilidade de interação do elétron com o núcleo e produção e conversão total da energia incidente em energia de raios X de freamento, porém isto é muito difícil de acontecer devido ao pequeno tamanho do núcleo em relação a todo o átomo, como mostrado na Figura 48. As energias de raios X de freamento produzidos podem variar de zero até a energia de pico dos elétrons. A energia de pico é a energia máxima que pode ser produzida, que é definida pela tensão selecionada no painel de controle e aplicada ao tubo de raios X. Por exemplo, uma seleção de tensão de 80kV, vai proporcionar aos elétrons uma energia cinética de no máximo 80 kV, e ele pode perder toda sua energia, nenhuma ou qualquer energia entre esse intervalo. A quantidade de energia cinética perdida depende da distância de interação do elétron com o núcleo do átomo. A força de atração aumenta com o inverso do quadrado da distância da interação, então para distâncias menores, a força de atração do elétron aumenta, causando uma mudança de trajetória e perda de energia maior, produzindo raios X de freamento com altas energias formando um espectro de emissão contínuo, como mostrado na Figura 49.
Figura 48
Emissão raios X por freamento.
49
Figura 49
Um espectro de emissão de raios X típico contém raios X característicos e de freamento.
7.3
Espectro do feixe de raios X e suas propriedades
Um espectro de raios X é um gráfico da quantidade de raios X por energia emitida, usualmente
medida
em
kilovolts,
pois
a
faixa
de
energia
utilizada
em
radiodiagnóstico está nesta ordem, e engloba tanto raios X de freamento quanto característicos, como observado na Figura 50.
Figura 50
Espectro de raios X.
50
7.3.1
Alteração de corrente (mA) e tempo (s) e seu efeito no espectro de raios X e densidade da imagem.
A alteração de corrente (mA) e tempo de exposição (ms) em um exame afeta o espectro de raios X. A quantidade de raios X emitidos em cada nível de energia diminui ou aumenta proporcionalmente ao produto corrente-tempo (mAs), porém sem afetar os valores de energia ao longo do espectro, como pode ser observado na Figura 513.
Figura 51
Efeito da alteração de corrente (mA) e tempo (ms) no espectro de raios X.
Essas alterações no espectro ocorrem, pois ao aumentar a corrente (mA), mais elétrons fluirão pelo filamento do catodo, que elevará mais sua temperatura
e
produzirá mais elétrons por emissão termoiônica. Deste modo, mais elétrons atingirão o anodo e serão utilizados para a produção de raios X. Mesma coisa ocorre ao aumentarmos o tempo de exposição (ms) e deixarmos a corrente (mA) sem ser alterada. Então, a quantidade total de raios X emitidos em determinada exposição ao
51
paciente é o produto da corrente (mA) pelo tempo de exposição (ms), que é chamado de corrente-tempo (mAs). Além de mudanças no espectro de raios X, a imagem radiográfica produzida também será alterada. O produto corrente-tempo (mAs) influencia diretamente a densidade da imagem radiográfica3.
Figura 52
Lei da reciprocidade, densidade no filme é proporcional à exposição total recebida por ele. Q
A lei da reciprocidade define que a densidade gerada em um filme radiográfico é proporcional a exposição total, quantidade de raios X, recebida por este filme, por exemplo, se um filme A for duas vezes mais exposto que um filme B, ele terá densidade duas vezes maior, como demonstrado na Figura 523.
52
Esta lei apresenta falhas em exposições extremamente curtas (<0,05 segundos) com alta corrente ou exposições extremamente longas e baixa corrente, porém ao longo do tempo os filmes foram fabricados com características especiais para compensar tal falha3. Tendo o conhecimento desta lei e correção de sua falha, o técnico em radiologia pode ajustar o produto corrente-tempo (mAs) de modo que obtenha uma imagem com densidade adequada, evitando repetições de exames e consequentemente expor o paciente um maior tempo à radiação. Por exemplo, um exame com um tempo de exposição mais curto pode evitar borrões na imagem devido a movimentos do paciente, sejam eles voluntários ou involuntários, e conseguir manter a mesma quantidade de raios chegando no receptor de imagem e mantendo a mesma densidade com o ajuste adequado da corrente (mA), como já observado na Figura 51, onde o tempo no painel de controle 1 foi diminuído pela metade e a corrente foi duplicada, conseguindo assim manter o mesmo produto corrente-tempo (mAs) de 10 em ambos os painéis de controle.
7.3.2
Alteração de tensão e seu efeito no espectro de raios X, densidade e contraste da imagem.
Quando a tensão é elevada no painel de controle de um equipamento de raios X, o espectro gerado tem seus valores de energia aumentados e quantidade de raios X produzidos também, como pode ser observado na Figura 53. Essas alterações no espectro acontecem, pois os elétrons emitidos do filamento do catodo não aumentam em quantidade, como acontece com a elevação do produto corrente-tempo (mAs), e sim, adquirem maior aceleração, maior velocidade e consequentemente chegam no anodo com maior energia cinética. Desta maneira, a energia máxima que os raios X podem ser produzidos, devido a interações no anodo, aumenta. Assim, raios X com níveis de energia maiores podem ser produzidos, deslocando o espectro para a direta, como pode ser observado na Figura 53. Os raios X produzidos por freamento tem como consequência o desvio de trajetória dos elétrons incidentes no anodo, como já observado anteriormente. Quanto maior for a energia que o elétron incide no anodo, maior será a energia que restará para ele na sua nova trajetória. Consequentemente, conseguirá continuar a interagir com uma maior quantidade de outros átomos no anodo, perdendo sua energia ao se aproximar do núcleo e desacelerar. Em cada interação, há a produção de raios X por 53
freamento e a quantidade total de raios X emitidos aumenta (elevação da altura da curva do espectro, aumentando a área encontrada em baixo desta curva)3.
Figura 53
Alterações na tensão e seu efeito no espectro de raios X emitido.
As Modificações realizadas na tensão do equipamento não afetam somente
o
espectro de raios X emitido, mas também a imagem radiográfica produzida por estes fótons de raios X. Diferentemente da relação de proporcionalidade que ocorre entre o produto corrente-tempo (mAs) e a densidade da imagem, entre a tensão e densidade da imagem não há tal proporção e nem uma regra precisa de relação entre elas3. O que existe é uma regra que pode ser aplicada, pois se aproxima de uma possível relação real entre tensão e densidade da imagem, esta relação é chamada de regra dos 15%. Esta regra nos mostra que um aumento de 15% na tensão aplicada ao tubo de raios X, resulta em uma imagem com o dobro da densidade.
54
Porém, a imagem produzida não é a mesma que se obteria duplicando o produto corrente-tempo (mAs) para obter o dobro de densidade. Elevando-se a tensão do tubo, os raios X produzidos possuem mais energia e maior poder de atravessar certas estruturas internas do paciente que raios X de menores energias não conseguem. Deste modo, regiões que antes não tinham sua imagem gravada no filme radiográfico, pois os fótons de raios X que passavam por elas não conseguiam atingi-lo, são agora representadas na imagem por tons de cinza. O tom de cinza da imagem produzida no filme representa o quanto de raios X conseguiu atravessar aquela região. Quanto mais tecidos forem atravessados, mais tons de cinza a imagem terá. A tonalidade deste cinza é definida pela quantidade de raios X que consegue atravessar a respectiva estrutura. Quanto mais raios X atravessarem, mais escuro o tom de cinza no filme radiográfico, quanto menor, mais claro, como observado na Figura 54. E como cada estrutura do corpo é composta por tecidos com características diferentes, eles absorvem ou deixam passar raios X diferentemente, deixando a imagem com grande variedade de tonalidades de cinza. Deste modo, podemos concluir que quanto maior essa variedade, maior a quantidade de estruturas internas que conseguiram obter sua imagem no filme radiográfico. Em uma imagem com tantas tonalidades, a diferença entre os tons de cinzas é baixa, não é tão contrastante ao ser visualizada como diferenças entre tons bem escuros e tons bem claros.
55
Figura 54
7.3.3
Efeito da alteração da tensão na densidade da imagem.
Variação da filtração e seu efeito no espectro de raios X
O uso de filtro da radiologia diagnóstica tem dois objetivos específicos: a proteção radiológica do paciente (filtração inerente e adicional) e a uniformização do feixe de raios X que atingirá o filme ou detector produzindo imagens de boa qualidade (filtros compensadores). Nos equipamentos de diagnóstico por imagem, em qualquer uma das modalidades que utilizam a radiação X, encontramos duas componentes da filtração:
•
Filtração inerente: é devida aos materiais que ficam no interior da cúpula do equipamento radiológico. Sendo composta pelo vidro ou metal que formam o
56
tubo de raios X, além do óleo isolante e da janela. Normalmente, o fabricante do equipamento converte as espessuras de cada um destes materiais, informando o valor da filtração inerente em um material equivalente, por exemplo, o alumínio. Em radiologia convencional este valor é equivalente a 0,5 mmAl e em mamografia encontramos filtração inerente de 0,1 mmAl3.
Tubo de raios X: invólucro de vidro (ou metal) contendo em seu interior componentes (anodo e catodo) para produção dos raios X. Óleo isolante: óleo de origem mineral que possui propriedades que garantem o isolamento elétrico no interior da cúpula do equipamento de raios X e permitem a troca de calor gerado pela produção dos raios X. Janela: fabricada de material plástico ou acrílico de espessura fina que é colocado na saída da cúpula do equipamento de raios X
•
Filtração adicional: é uma placa de um material absorvedor colocado entre a cúpula e o colimador, geralmente utiliza-se alumínio e/ou cobre nos equipamentos de radiologia convencional e fluoroscopia, já em equipamentos de mamografia este filtro pode ser de molibdênio e/ou rênio. Podem ser do tipo fixo com uma filtração de 2 mmAl ou ainda possuir filtração variável, por meio de um sistema de roda de filtros (Figura 55).
•
Figura 55
Exemplo de filtro adicional fixo de alumínio (a) e roda de filtro (b) destacandose a combinação de filtro (1 mmAl + 0,2 mmCu)
57
Existem ainda outros tipos de filtros conhecidos como filtros compensadoresv, cuja principal finalidade é melhorar a qualidade da imagem radiográfica, estes filtros não são para proteção do paciente. Por que estes filtros são necessários? Dependendo da região anatômica a ser irradiada, existem muitas diferenças de tecidos e espessuras por onde o feixe de radiação deve atravessar, isso resultará em fótons muito diferentes após o paciente que, então, atingirão o filme ou detector sem uniformidade adequada, gerando imagens de baixa qualidade3. Os filtros compensadores possuem formatos e tamanhos diferenciados dependendo de sua finalidade. Geralmente são fabricados em alumínio, mas podem ser de material plástico. Entre os mais conhecidos podemos destacar (Figura 56):
•
Filtro em cunha: utilizado em uma região do corpo onde se tenha uma grande variação de espessura como, por exemplo, o pé em projeção AP. Assim, posiciona-se a parte espessa da cunha na parte dos dedos, deixando a região mais fina da cunha próxima ao calcanhar.
•
Tipo em cunha bilateral: também conhecido como filtro cocho, é indicado nas radiografias de tórax, posicionando-se a região central mais fina sobre o mediastino e as bordas mais espessas sobre os pulmões, garantindo melhor uniformização dos fótons de radiação após atravessarem o paciente.
•
“gravata
borboleta”:
filtro
especialmente
utilizado
em
tomografia
computadorizada. A geometria deste filtro consiste em ser mais espesso nas extremidades que na região central para poder compensar o formato elíptico o corpo humano, uniformizando a saída dos fótons depois do paciente.
(a)
Figura 56
(b)
(c)
Filtro em cunha (a), filtro tipo cocho (b) e “gravata borboleta” (c).
58
Vamos aprofundar nossos conhecimentos sobre como tais filtros alteram as características do espectro de radiação X, para isto precisamos entender o que é um espectro. O que é um espectro de radiação X? Tomamos com exemplo um famoso jogo de parque de diversões – CANALETA (mesa com pinos e bola) Nesta mesa levemente inclinada estão dispostas 10 canaletas numeradas. No alto da mesa temos um reservatório cheio de bolinhas de bilhar (pesadas). Retiramos a trava que segura às bolinhas, que começam a cair em direção às caneletas, distribuindo-se como em uma função do tipo sino (conhecida como gaussiana, maior parte no centro e menos nas extremidades). Quando todas as bolinhas já tiverem chegado a alguma das canaletas, podemos contar quantas bolinhas temos em cada uma delas. Isso representa um diagrama do número de bolinhas em função da canaleta ocupada. Chama-se este tipo de distribuição de gráfico de barras, porque o número de bolinhas é finito em cada uma das canaletas.
Figura 57
Exemplo de um espectro da distribuição de bolinhas em canaletas (a) por meio de um gráfico de barras (vinho) ou por um contorno de linha suave (azul) unido a parte superior das barras (b)
Se ligarmos a parte superior de cada barra com uma linha de contornos suaves, criamos o que chamamos de espetro (linha azul). Com relação aos fótons de raios X podemos fazer algo semelhante.
59
Mas o que é “fóton”? !
É a menor parte de qualquer energia eletromagnética, chamado de “pacote” de energia que, dependendo de como é estudado ou observado
em
experimentos,
pode-se
identificar
tanto
seu
comportamento ondulatório (como a luz se propagando) quanto de partícula (estudados pela Física Nuclear).
O feixe de raios X é composto por fótons de várias energias, por isso é chamado de policromático ou polienergético. Considere que ao invés de bolinhas, agora temos fótons de várias energias. Vamos separá-los, colocando em cada canaleta fótons de energias iguais. Assim, nas canaletas 1, 2 e 3 (Figura 57), por exemplo, colocaremos os fótons de baixa energia, nas canaletas 4, 5 e 6 os de energia intermediária, e nas restantes os de energia mais alta. Ao final, teríamos uma distribuição análoga ao das bolinhas, com algumas diferenças que são intrínsecas aos raios X, que descrevemos a seguir: - O espectro depende do material do alvo do tubo de raios X, assim o espectro de Tungstênio (radiologia convencional) é diferente de um espectro de Molibdênio (mamografia) - A energia final do espectro corresponde a tensão máxima selecionada no equipamento - A parte contínua do espectro é proveniente da radiação de freamento (bremsstrahlung): ocorrem devido à desaceleração do elétron ao interagir com o núcleo do átomo do alvo do tubo de raios X - As linhas pontiagudas são chamadas de radiações características: ocorrem devido a troca entre as camadas eletrônicas no interior do átomo. A relação matemática que descreve o espectro de radiação X está apresentada na Eq. (2), que considera a energia diferente dos fótons de raios X, pois temos um feixe policromático (ou polienergético) deixando explícita a dependência da energia dos fótons:
60
N ( E ) = N 0 ( E ) ⋅ e − µ ( E )⋅ x
(2)
Onde: N(E)0 : Quantidade de fótons antes de atravessar o material absorvedor N(E) : Quantidade de fótons após de atravessar o material absorvedor m(E) : coeficiente de atenuação linear x : espessura do material absorvedor Os filtros têm a função de atenuar os fótons de baixa energia3, que ficam no início do espetro (Figura 58). Para o paciente a presença destes filtros é muito importante, pois diminuiremos a dose absorvida na entrada da pele que seria causada por estes “raios moles”, como são usualmente chamados. Podemos notar como os filtros alteram o espectro de raios X observando a diferença entre as curvas de 2 mmAl e de 4 mmAl da Figura 58. Percebemos que a região de baixas energias tem sua altura (quantidade de raios X) diminuída, isso significa que boa parte destes fótons foram absorvidos pelo filtro de 4 mmAl e reduzirão a dose na pele do paciente. O nome filtro é muito apropriado, pois remove de a parte de menor energia de forma seletiva. Outra característica que podemos observar na Figura 58 é que o pico do espectro de 4 mmAl está um pouco deslocado para a direita, isso significa que a energia média deste feixe de radiação tem valores maiores quando comparada com a energia do feixe com 2 mmAl.
Figura 58
Exemplo de modificação de espectro de radiação X pela filtração adicional. O espectro com 4 mmAl é menos intenso que o de 2 mmAl, porém é possui maior energia média (pico deslocado para direita)
61
7.4
Caracterização de feixes de raios X
Assim como cada um de nós tem características físicas que descrevem nossa aparência como estatura, cor dos olhos ou pele etc - podemos descrever os feixes de raios X por meio de alguns parâmetros físicos que atribuem características específicas ou uma qualidade para cada um deles. Entre tais parâmetros está a camada semirredutora. Determinação da 1a camada semirredutora A camada semirredutora é descrita pela espessura necessária de um material absorvedor que é capaz de atenuar a intensidade (ou quantidade) dos fótons de raios X pela metade, conforme ilustrado pela Figura 59.
Figura 59
Determinação da 1º camada semirredutora.
62
Na primeira mediação não há nada interceptando o feixe de radiação e obtemos a leitura N0 = 1,18 mGy. O passo seguinte é acrescentar um filtro absorvedor, uma fina placa de 1,0 mm alumínio, por exemplo; e por meio de uma nova irradiação conseguimos a leitura de N1 = 0,82 mGy. Outro filtro e adicionado e nova irradiação é realizada obtendo-se N2 = 0,63 mGy. E assim, continuamos acrescentando filtros de alumínio sucessivamente até que a intensidade da radiação seja 1/3 da leitura inicial N0, por exemplo. Podemos construir um gráfico com as leituras obtidas com a câmara de ionização em relação a espessura do filtro de alumínio. Assim, temos representado esta curva de atenuação da radiação na Figura 59. Nele podemos descobrir qual é a espessura de alumínio que indica que metade da intensidade de radiação X foi atenuada. Observe no gráfico a seta horizontal em vermelho que indica o valor de N0/2 = 0,59 mGy, que é metade da irradiação inicial de N0 = 1,18 mGy. Prolongamos esta seta até a curva de atenuação e, dali, “desenhamos” outra seta vertical que desce até o eixo onde estão indicados valores das espessuras dos filtros de alumínio. Fazendo isto, descobrimos que 2,4 mmAl é a espessura de material absorvedor (alumínio) necessário para fazer a intensidade de radiação inicial (N0 = 1,18 mGy) ser atenuada pela metade (N0/2 = 0,59 mGy), esta é a camada semirredutora. A avaliação deste parâmetro é um teste de controle de qualidade muito importante, pois nos ajuda a identificar se a quantidade de filtração total do equipamento de raios X está adequada; diminuindo a dose na superfície da pele do paciente.
!
Controle de Qualidade: técnicas operacionais e atividades que são utilizadas para atender a exigências de qualidade
7.4.1
Variação com a Tensão de pico (kVp) !
Tensão (kV): é “força” responsável pela movimentação dos elétrons. No equipamento de raios X, é o potencial que atua sob elétrons liberados no catodo, acelerando-os na direção do anodo, onde se chocarão no material do alvo gerando a radiação X5.
Assim, o espectro de radiação X também depende da tensão de pico (kVp) que foi selecionada no equipamento de raios X. Na Figura 60 temos dois
63
espectros, um obtido com 72 kVp e outro com 82 kVp, observe que a tensão de pico equivale, numericamente a energia máxima apresentada em ambos os espectros. Dependendo da tensão selecionada, o pico da radiação característica não será visualizado.
!
radiações características: ocorrem devido à troca entre as camadas eletrônicas no interior do átomo
Vamos imaginar um experimento onde medimos o que acontece com a dose a medida que aumentamos a tensão de pico de 40 kVp até 140 kVp. Ao final teremos a Figura 61, onde vemos os pontos de medição da dose (pontos vermelhos) e uma curva (linha verde) que é uma função de 2o grau que descreve a relação entre a variação da tensão de pico e a dose. Assim, verificamos a que a radiação varia com o quadrado da tensão de pico, aproximadamente. Em outras palavras, queremos dizer que se duplicarmos a tensão de pico, aumentaremos 4 vezes o valor da dose.
Figura 60
Variação do espectro de radiação X com a alteração da tensão de pico (kVp)
64
14,0
y = 0,0003x2 + 0,062x - 1,8938
Dose (mGy)
12,0
11,8
10,0
9,3
8,0
6,9
6,0 4,7
4,0 2,7
2,0
1,0
0,0 20
40
60
80
100
120
140
160
Tensão de pico (kVp) Figura 61
Variação da dose de radiação com o aumento da tensão de pico (kVp).
Como será que isto influencia a qualidade das imagens radiográficas? Queremos destacar três pontos importantes: !
Ao modificarmos o valor de tensão de pico, estamos mexendo mais diretamente no parâmetro de qualidade da imagem conhecido como contraste, que é a diferença das densidades (no caso do filme) ou das tonalidades (no caso das imagens digitais) perceptíveis entre uma estrutura e a anatomia ao seu redor5.
!
Outra característica importante da tensão de pico é o fato dela estar relacionada com a penetração dos fótons nos tecidos. Altos valores de kV garantem maior penetrabilidade, esta informação é importante quando temos que modificar uma técnica radiográfica para um paciente grande. Da mesma maneira, podemos pensar em reduzir os valores da tensão para pacientes muito pequenos, com é no caso da radiologia pediátrica.
!
Com relação aos processos de interação da radiação com a matéria (tecidos e órgãos), valores menores de tensão favorecem a probabilidade de ocorrer a interação fotoelétrica e minimizar os efeitos de espalhamento ocasionados pela interação Compton.
65
Efeito fotoelétrico: fóton de raios X com energia um pouco maior que a energia de ligação dos elétrons da camada mais interna tem maior probabilidade de realizar o efeito fotoelétrico. Ao interagir o fóton é totalmente absorvido (desaparece) e transfere toda sua energia para o elétron mais fortemente ligado, que é ejetado de sua órbita. O espaço deixado pelo fotoelétron pode ser ocupado por elétrons das camadas superiores, gerando o que chamamos de radiação característica que aparece nos espectros1.
Interação Compton: fóton de raios X interage com um elétron da camada mais externa, dizemos que este elétron está fracamente ligado ao átomo. Ao absorver parte da energia incidente, o elétron secundário (ou elétron Compton) é ejetado desta órbita com certa energia cinética (energia de movimento). Mas não é apenas isso que acontece, o restante da radiação incidente é defletido como outro fóton em outra direção e com energia menor, este é o fóton espalhado.
7.4.2
Variação com a Corrente (mA)
!
Corrente (mA): é a medição da quantidade de elétrons percorrendo um circuito elétrico. No equipamento de raios X, esta corrente é a responsável pelo controle de aquecimento do filamento do catodo, este processo conhecido como efeito termoiônico, arranca elétrons do filamento deixando-os “livres” para serem acelerados pela alta tensão e assim produzirem a radiação X no impacto destes com o anodo5.
Considere um exemplo onde, mantendo-se todos os outros parâmetros da técnica radiográfica fixo (tensão, tempo de exposição, distância entre o tubo e o paciente etc), se medirmos os valores da dose em função de um aumento na corrente de 20 mA até 100 mA obtemos a Figura 62, onde vemos os pontos de medição da dose (pontos vermelhos) e uma reta (linha verde) que é uma função de 1o grau que descreve a relação entre a variação da corrente e a dose. Assim, verificamos a que a radiação varia linearmente com a corrente, isto quer dizer que se duplicarmos a corrente, duplicaremos o valor da dose.
66
1,8
1,69
y = 1,7x + 0,3
1,6
Dose (mGy)
1,4
1,37
1,2 1,04
1,0 0,8
0,71
0,6 0,4
0,36
0,2 0,0 10
30
50
70
90
110
Corrente (mA) Figura 62
Exemplo da variação da dose de radiação com o aumento da corrente (mA)
Podemos perceber esta mesma relação se olharmos para o espectro de radiação, na Figura 63, vemos que a distribuição de quantidade de radiação de 400 mA é duas vezes maior do que a apresentada para 200 mA para cada energia indicada no eixo x. É interessante notar que a radiação característica também será duplicada3.
Figura 63
Variação do espectro de radiação X com a alteração corrente de 200 mA para 400 mA
Como será que isto influencia a qualidade das imagens radiográficas?
67
Destacamos o seguinte: !
A variação da corrente afeta diretamente a densidade óptica (no caso do filme), assim, se um valor muito baixo de corrente for escolhido com tempo de exposição também muito pequeno, produziremos imagens subexpostas de baixíssima qualidade pois serão “muito claras” e com muito ruído. O mesmo vale para o contrário, isto é, correntes altas e tempos de exposição longos, causarão a superexposição gerando imagens “muito enegrecidas”.
Na prática clínica temos algumas regras básica para seleção do valor de corrente3 !
Utilizam-se valores baixos de corrente associados ao ponto focal pequeno para visualização de estruturas detalhadas
!
Em radiologia pediátrica e com pacientes não colaborativos, recomendase a utilização de altos valores de correntes combinados com tempos de exposição bem curtos, para evitar o borramento das imagens.
!
Combinam-se também valores mais altos de corrente quando se deseja abaixar a tensão (kV) com a finalidade de melhorar o contraste
7.5
Variação com a Distância ao Foco
Assim como a luz, que ao sair de um foco começa a divergir conforme se aumenta a distância e se diminui sua intensidade, a radiação X também diminui com o aumento da distância, conforme exemplificado na Figura 64. Vamos considerar um equipamento de raios X emitindo de forma contínua e dois planos (A e B), o primeiro a 50 cm do ponto focal e o segundo a 100 cm, ambos divididos em pequenos quadrados de 1 cm2 cada um. Vamos supor que o feixe de radiação atinja uma área de 4 cm2 no plano A (4 quadradinhos), ao chegar ao plano B o feixe de raios X passará a cobrir 16 cm2 uma vez que a distância foi duplicada, porém a intensidade do feixe cairá para ¼ em cada quadradinho de 1 cm2. Isto é conhecido com a lei do inverso do quadrado da distância. Ela pode ser descrita pela relação matemática (3):
68
I1 d 22 = 2 I 2 d1
(3)
Onde: I1 : Intensidade de radiação a distância d1 da fonte I2 : Intensidade de radiação a distância d2 da fonte Esta propriedade da radiação diminuir com o aumento da distância em relação a fonte, é importante se pensarmos em proteção radiológica. Uma das maneiras de nos protegermos contra a radiação X é ficando em distâncias seguras de operação dos equipamentos e em procedimentos radiológicos. Com relação aos pacientes, também podemos fazer um bom uso desta característica, por exemplo em procedimentos intervencionistas, onde se coloca a fonte o mais distante possível do paciente, diminuindo a dose na entrada da pele.
Ponto Focal
d1 = 1m
I1 = 4mGy
d2 = 2m I2 = 1 mGy
Figura 64 - Lei do inverso do quadrado da distância
69
8 Tipos de radiações X: Como visto anteriormente, os raios X são emitidos em todas as direções dentro do tubo, Figura 34, e dependendo de qual a direção de que estes raios X são originados, e qual a que tomam após sua saída pela janela radiotransparente do tubo, isso determina outros tipos de classificação de radiação; são elas: radiação primária, secundária, focal, extrafocal, parasita, espalhada, residual e fuga.
8.1.1
Radiação focal
No tubo de raios X, os elétrons são acelerados em direção ao anodo tendo sua trajetória orientada pela estrutura de focalização. A região de interação destes elétrons no alvo é chamada ponto focal real e a radiação emitida desta área é chamada radiação focal, como observado no feixe de raios X da Figura 426.
8.1.2
Radiação extrafocal
Na interação com o ponto focal real no anodo, alguns elétrons podem se espalha ao se chocarem e ser novamente acelerados em direção anodo, porém acabam atingindo outras regiões que não pertencem a esta área, como já foi observado na Figura 45. A radiação emitida por outras área que não seja o ponto focal real é denominada radiação extrafocal6.
8.1.3
Radiação de fuga
A Radiação que atravessa o revestimento de chumbo utilizado na cúpula de raios X para barrar os fótons emitidos em direções diferentes da direção da janela radiotransparente é denominada radiação de fuga e pode ser observada na Figura 656.
70
Figura 65
8.1.4
Radiação de fuga.
Radiação Primária
A radiação primária é definida pelos fótons de raios X emitidos do anodo que atravessam a janela radiotransparente do tubo e se direcionam para o paciente5,6.
8.1.5
Radiação secundária
A radiação primária atinge o paciente e ao interagir com ele pode emitir radiação ionizante originada desta interação, e esta radiação é chamada radiação secundária5.
71
8.1.6
Radiação espalhada
A radiação espalhada é a radiação ionizante emitida pela interação da radiação primária com o paciente, sendo a interação acompanhada de uma diminuição da energia de radiação e/ou de uma mudança de direção da radiação6.
8.1.7
Radiação residual
Parte da radiação que chega ao paciente, consegue atravessá-lo e chegar ao receptor de imagem para a formação da imagem. Porém, outra parte do feixe de radiação persiste, após ter atravessado o plano de área receptora de imagem e qualquer dispositivo colocado após este. Esta radiação é chamada radiação residual5.
8.1.8
Radiação parasita
Radiação parasita é a radiação residual do feixe de raios X utilizado mais qualquer radiação ionizante que não seja originada do feixe de raios X em uso, e sim de uma fonte de radiação externa qualquer5.
9 Sistemas de Colimação 9.1
Função
Em todos os exames de raios X é necessário um correto posicionamento do paciente e uma colimação do feixe de raios X, radiação primária, emitido pelo equipamento. O tamanho do feixe é ajustado de acordo com a região designada para o exame, evitando assim uma exposição à radiação desnecessária de outras partes do corpo do paciente e uma redução da área de interação da radiação com o paciente e consequentemente uma diminuição na quantidade de radiação espalhada que atinge o receptor de imagem.
72
9.2
Tipos de colimadores
Para delimitar este feixe, três tipos de dispositivos são utilizados acoplados ao tubo de raios X durante os exames, são eles: diafragma de abertura, cones e cilindros, e colimador de abertura variável, como observado na Figura 663.
Figura 66
9.2.1
Os três tipos de dispositivos delimitadores.
Diafragma
O Diafragma consiste de uma lâmina de chumbo com uma abertura fixa acoplada ao tubo de raios X. Esta abertura é projetada para delimitar uma área do receptor de imagem a uma distância fonte-receptor de imagem constante, como demonstrado na Figura 673. Esta abertura pode ter diversos tamanhos, como por exemplo, 20 cm x 25 cm, 24 cm x 30 cm e 35 cm x 43 cm.
73
Tubo de raios X
Diafragma (tamanho fixo)
Distância entre Fonte e Receptor de imagem é fixa
Paciente
Área delimita no receptor de
Receptor de
imagem
Figura 67
imagem
Diafragma de forma retangular acoplado ao tubo de raios X a uma distância fixa do receptor de imagem.
Cones radiográficos de extensão e cilindros consistem de uma estrutura metálica estendida que restringe o feixe de raios X de acordo com o tamanho da sua extremidade distal, como pode ser visualizado na Figura 68. O formato do feixe útil produzido por um cone ou cilindro normalmente é circular3.
Extremidade distal
B)
A) Cone Figura 68
Cilindro
A) Desenhos de um cone; B) Exemplo de um cilindro acoplado ao colimador de um equipamento.
74
9.2.2
Colimador de abertura variável e campo luminoso
O colimador de abertura variável é uma estrutura montada em sequência da cúpula, exatamente na posição da janela do tubo de raios X. Este possui duas lâminas de chumbo paralelas e opostas, totalizando quatro lâminas de chumbo, localizadas na base desta estrutura, que são ajustadas para dar o formato desejado do campo. No interior da estrutura há uma lâmpada e um conjunto de espelhos que refletem o feixe de luz emitido, coincidindo com o tamanho do campo de radiação do feixe de raios X que incidirá no paciente, como observado na Figura 69. Este campo luminoso gerado orienta a colimação a ser aplicada.
Lâmina de chumbo Lâmina de
Lâmina de
chumbo
chumbo Lâmina de chumbo
Espelho
Figura 69
Colimador variável.
Alguns equipamentos possuem colimação automática do feixe de raios X. Esta colimação é realizada através de sensores mecânicos colocados no bucky que detectam o tamanho do chassi utilizado e ajustam as lâminas de chumbo do colimador para se igualarem com as dimensões do chassiiv. Mesmo com o uso da colimação automática, o tecnólogo em radiologia pode manualmente colimar mais restritivamente, para reduzir a dose ao paciente e melhorar a qualidade da imagem3. Visando uma melhora ainda maior na qualidade na imagem, alguns colimadores possuem diferentes filtros na sua estrutura, dando possibilidade de uma filtração adicional durante a exposição. Os filtros encontrados são normalmente de 0,1 e 2 mmAl podendo ter algum acréscimo de cobre também, e podem ser selecionados diretamente na estrutura do colimador como mostrado na Figura 55B. Quando a filtração zero é selecionada, não indica que a filtração adicionada a filtração inerente do tubo será realmente nula3. O conjunto das estruturas internas do colimador estão no caminho do feixe de raios X produzido e por isso fornecem certa filtração a estes, normalmente o equivalente a 1 mm de Al3. 75
10 Minimização da Radiação espalhada O feixe de raios X originado do ponto focal no anodo e dimensionado pelo colimador não é a única radiação que chega ao detector e contribui para a formação da imagem. Após a incidência de radiação no paciente, este passa a emitir radiação espalhada. Esta radiação parte de diferentes localizações da região radiografada em direção ao detector, como observado na Figura 70. A radiação espalhada não carrega informações úteis de nenhuma estrutura ou tecido para a formação da imagem radiográfica, porém pode chegar ao detector e sensibilizá-lo da mesma forma que os raios X que carregam informação útil. Deste modo, a radiação espalhada prejudica a qualidade da imagem acrescentando densidade onde não deveria ser acrescentada, dificultando assim a visualização das estruturas e um bom diagnóstico3. Por isso, recursos foram criados ao longo dos anos para diminuir seu efeito, como a criação de grades antiespalhamento e o uso de técnicas de espaçamento de ar.
Figura 70
Radiação espalhada sendo emitida do paciente em todas as direções e chegando ao receptor de imagem.
76
10.1 Grades Antiespalhamento 10.1.1 História
Por muito tempo o controle da radiação espalhada era feito somente por formas variadas de diafragmas e cones de chumbo inseridos na saída do tubo de raios X. Em 1913, foi construída por Gustav Bucky a grade antiespalhamento. Esta grade era fixada atrás do paciente e na frente do receptor de imagem com o objetivo de impedir que raios X espalhados chegassem no último e prejudicassem a boa qualidade da imagem formada. Porém, a grade aparecia na imagem formada, atrapalhando a visualização das estruturas desejadas e um bom diagnóstico. Então, Dr. Hollis Potter resolveu o problema dando movimentação a grade durante a exposição e diminuindo a espessura de suas dimensões. A primeira grade comercial com movimento foi anunciada em 1920 e ficou conhecida como diafragma de PotterBucky. O movimento da grade possibilitou seu borramento na imagem, eliminando seu aparecimento na imagem e melhorando o contraste5. 10.1.2 Composição e posicionamento
Uma grade antiespalhamento consiste de uma sequência de fatias de material com alta atenuação (ex.: chumbo) separadas por um material radiotransparente, como demonstrado na Figura 71. Este último deve ter capacidade de absorção baixa (ex.: fibras de carbono, alumínio ou ar) para permitir que os fótons o atravessem sem sofrerem atenuação. A grade é posicionada entre o paciente e o receptor de imagem com os espaços radiotransparentes alinhados com o feixe de raios X, que emerge do ponto focal. Assim, esse feixe de raios X chamado de radiação primária passa por estes espaços até alcançar o detector, pois está alinhado com a fonte. Já a radiação espalhada, que é emitida em diversas direções e ângulos, acaba sendo atenuada pelas tiras de chumbo. Porém, alguns fótons do feixe primário também são barrados pelas fatias de chumbo, reduzindo a quantidade total de radiação que atingi o receptor de imagem, como observado na Figura 71.
77
Radiação primária atenuada e não contribui para formação da imagem
Radiação primária que conseguiu penetrar o paciente e formar imagem no filme
Raios X paralelos a grade (alinhados com a grade)
radiográfico
Radiação emitida em diversas Radiação espalhada
Aumentar técnica devido a
atenuada
perda de raios X úteis para
direções e ângulos (desalinhados com a grade)
formação da imagem
Filme Radiográfico
Figura 71
A radiação primária ao interagir com o paciente e grade antiespalhamento.
Consequentemente, o uso da grade nos exames deve ser acompanhado de um aumento da técnica utilizada para compensar a perda de fótons úteis para a formação da imagem.
10.1.3 Tipos de grade
As tiras de chumbo podem ser orientadas paralelas umas as outras, grade linear, ou podem formar um padrão crosshatch ou rhombic, grades transversais, como mostrado na Figura 72.
78
rhombic
crosshatch
Padrão de Moiré
Figura 72
Padrões de grades transversais: crosshatch e rhombic e padrão de moiré
As grades transversais são duas grades lineares sobrepostas com suas linhas de grade perpendiculares entre si. As fatias de chumbo não podem ser construídas no mesmo plano, pois haveria uma perda de densidade em cada intersecção das fatias, formando assim um artefato com padrão de moiré, como observado na Figura 72. Independentemente da orientação das fatias de chumbo, as grades podem ser fixas ou com movimento5. A grade fixa não se movimenta durante a exposição; assim, sua estrutura, fatias espaçadas uniformemente, aparece na imagem da radiografia. Este 79
artefato é eliminado com a introdução de movimento nas grades. Este movimento pode ser para frente e para trás ou um movimento circular4. De qualquer forma, as linhas de grade são efetivamente borradas, reduzindo ruído e aumentando a quantidade de informação visível na imagem5. Adicionalmente, o movimento da grade possibilita uma maior atenuação da radiação espalhada. Além de poderem ser fixas ou com movimento, as grades ainda podem ser focalizadas ou paralelas. A focalização da grade se da pela inclinação das fatias de chumbo partindo do centro para as laterais apontando em direção a fonte de raios X como observado na Figura 735. Devido a essa focalização introduzida na grade, ela deve ser posicionada em relação ao alvo do tubo de raios a uma distância especificada pelo raio da grade em uso. O raio da grade é a distância das linhas das fatias de chumbo, com seus vários graus de inclinação, convergindo para um ponto focal ou ponto convergente que é o alvo do tubo de raios X. Uma vez que existe uma margem de erro, raios da grade real são dados como intervalos em vez de um número específico. Os dois intervalos mais comuns são de 91 cm a 106 cm e de 167 cm a 188 cm, designado para duas distâncias fonte-receptor de imagem, normalmente usadas de 100 cm e 180 cm
v.
Se a grade não for colocada a essas distâncias específicas, as fatias de chumbo absorverão mais radiação primária do que o desejado e ocorrerão falhas, cortes na imagem radiográfica. Isto ocorre, pois os raios X que chegam mais periféricos colidem nas fatias da grade lateralmente. Colocando o tubo de raios X muito perto ou muito longe da grade, resultarão os mesmo cortes de grade e perda de informação5. Grades paralelas não tem inclinação das fatias de chumbo. Cada fatia aponta uma linha reta. Então, grades paralelas tem um raio infinito – quanto mais distante o tubo de raios X da grade, mais paralelo os raios X primários serão das fatias de chumbo, como observado na Figura 73. Por esta razão, problemas de cortes na imagem nunca ocorrem tendo o tubo muito longe da grade paralela. No entanto, colocando o tubo de raios X muito perto da grade paralela, uma grande quantidade de radiação primária será absorvida em direção a periferia e ocorrerá perda de informação, pois o feixe de raios X emitido é um feixe divergente, ou seja, nem todos os raios X entram paralelamente à grade5.
80
Ponto de convergência (ponto focal no tubo de raios X)
Raio da grade
Grade focalizada Raio infinito (sem ponto de convergência)
Fatia de chumbo atenua raios X
B)
Imagem não formada
Grade paralela
nesta região Filme radiográfico
Figura 73
(corte na imagem causado pela grade)
A) Grade focalizada; B) Grade paralela e C) Corte - na imagem - causado pela distância muita próxima da grade paralela ao tubo de raios X.
10.1.4 Cortes da grade
Corte de grade é causado quando uma quantidade significante de feixe de raios X primários é atenuada pelas tiras de chumbo e ocorre perda de informação, como observado na Figura 73. Impedindo parte do feixe primário, menos radiação alcança o filme e, consequentemente, uma diminuição na densidade do filme pode ser observada em toda (ou parte) da radiografia. Há quatro tipos de corte de grade, e cada tipo produz um efeito na imagem final, são eles: 1. Corte devido a grade estar fora de centro: O centro do feixe de raios X não está alinhado com o centro da grade. Este tipo de corte produz uma diminuição geral em densidade sobre o filme inteiro8, como observado na Figura 74.
81
Alvo
Raios X
Grade Primário Transmitido Filme
Efeito visualizado no filme
Figura 74
A) Descentralização da grade em relação ao feixe de raios X proporcionando uma diminuição na densidade sobre todo o filme.
2. Corte devido à grade estar fora de foco: é causado por ter o tubo de raios X posicionado fora do intervalo focal especificado de uma grade focalizada. Este tipo de corte produz densidades mais claras do lado da borda do filme enquanto o centro permanece sem ser afetado8, como observado na Figura 75.
82
Alvo
Raios X
Grade Primário Transmitido Filme
Efeito visualizado no filme
Figura 75
Tubo de raios X posicionado muito perto da grade, fora da distância focal especificada por ela. Este erro de posicionamento gera diminuição da densidade nas bordas do filme.
3. Corte devido à grade estar fora de nível: grade inclinada, tirando o alinhamento do feixe de raios X com os espaços de baixa atenuação da grade como observado na Figura 76, aumentando a probabilidade dos raios X serem absorvidos, ocasionando uma diminuição geral em toda densidade do filme8.
83
Alvo
Raios X
Grade desalinhada Primário Transmitido Filme
Efeito visualizado no filme
Figura 76
Devido à inclinação da grade, os raios X vão incidir com grandes ângulos, aumento a sua absorção pela grade e diminuindo a densidade em todo o filme.
4.
Corte devido ao posicionamento reverso da grade: grade posicionada de cabeça para baixo. Este tipo de corte resulta em uma diminuição na densidade ao redor de todas as bordas do filme, como observado na Figura 778.
84
Alvo
Raios X
Grade Primário Transmitido Filme
Efeito visualizado no filme
Figura 77
Grade posicionada de cabeça para baixo ocasionando perda de densidade nas laterais do filme radiográfico.
10.1.5 Eficiência da grade
Grades são usadas para melhorar o contraste da imagem absorvendo radiação secundária antes dela alcançar o filme. A “grade ideal” absorveria toda radiação secundária e nenhuma radiação primária. Isso daria um máximo contraste de filme sem um aumento desnecessário na exposição ao paciente. Porém, a grade ideal não existe. Em cada situação clinica é necessário pesar estes dois fatores. Para ajudar na seleção da melhor grade, muitos parâmetros foram criados para avaliar seu desempenho5. Como visto anteriormente, existem diversos tipos de grades que podem ser utilizadas na realização de um exame, então uma análise é necessária para avaliar a melhor grade a ser empregada para cada situação. A análise do desempenho das grades durante os exames em radiologia pode ser baseada na observação de alguns parâmetros, como: razão de grade, frequência da grade, comprimento focal, material interespacial e fator de Bucky4.
85
10.1.5.1
Razão de grade
A razão de grade é a razão entre a altura pela largura dos espaços de material de baixa atenuação da grade, como observado na Figura 78. Este parâmetro representa a capacidade da grade em remover a radiação espalhada antes que essa atinja o receptor de imagem. Assim, quanto maior a razão da grade, melhor é a eficiência na remoção da radiação espalhada. Infelizmente, não somente fótons espalhados são removidos pela grade, mas também alguns fótons úteis para a formação da imagem, como já observado na Figura 71. Por isso, o valor da razão da grade não pode ser muito elevado, se não maior quantidade de fótons úteis serão removidos e a exposição ao paciente terá que ser aumentada para compensar. Razões de grade são usualmente expressas como dois números, com o primeiro número sendo a razão real e o segundo sempre um5. Os números 8:1, 10:1 e 12:1 são mais comuns em radiografia geral. Esta representação de razão de grade de 8:1 quer dizer que os espaços são altos e estreitos e que a profundidade é 8 vezes a largura4. Com razões de grade menores, menos radiação espalhada é eliminada. Porém, grades com razões menores são menos sensíveis em relação ao posicionamento e distância entre tubo de raios X e grade, conseguindo manter uma boa qualidade da imagem sem uma grande precisão nesses parâmetros. Isto ocorre, pois esta grade não absorve muitos fótons úteis para a formação da imagem, não afetando a densidade e o contraste desta e consequentemente não tendo que aumentar a exposição ao paciente para compensar.
Fatia de material radiotransparente Largura Fatia de chumbo
Altura
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Figura 78
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Componentes de uma grade antiespalhamento e sua razão de grade.
86
10.1.5.2
Frequência da grade
A frequência da grade é definida pelo número de pares de linhas que cabem em uma unidade de comprimento (cm ou polegadas). Cada par de linhas (pl) corresponde à somatória da largura da fatia de chumbo e largura do material de baixa atenuação Deste modo dizemos que a frequência da grade é representada por pares de linha por centímetro ou linhas por polegada que pode ser calculada dividindo a espessura de um par de linha por 1 cm. Este cálculo nos diz que se tirarmos 1 cm da grade, quantos pares de linhas (uma fatia de chumbo e uma fatia de material radiotransparente) serão encontrados neste comprimento3:
Fatia de material radiotransparente
Fatia de chumbo
Um par de linhas
1 cm
4 pares de linhas por centímetro (5 pl/cm) Frequência da grade
Figura 79
Frequência da grade.
Quando aumenta a frequência da grade, a largura das tiras de chumbo e dose do material radiotransparente diminuem para acomodar mais pares de linhas dentro de um mesmo comprimento de 1 cm. Assim, os espaços se tornam mais estreitos aumentando a razão de grade. A não ser que a altura das fatias de chumbo também seja reduzida. Se a altura das fatias é reduzida proporcionalmente, nenhuma diferença ocorrerá na razão de grade e por consequência na eficiência da grade. Grades com espaço menores entre as tiras de chumbo, em relação a altura das tiras, são mais seletivas, ou seja, as fendas que a radiação deve passar são mais estreitas, e, então, somente aqueles fótons secundários que são emitidos do paciente em uma direção muito perto da direção original do feixe primário serão 87
capazes de passar através dos espaços sem colidir com uma tira de chumbo. Para minimizar o número de fótons primários atenuados, uma alta razão de grade deve ser mais perfeitamente centralizada e alinhada com o raio central. Mesmo quando isto é feito, a alta razão de grade absorverá mais radiação e o aumento da técnica é necessário para manter uma densidade adequada na imagem. O técnico em radiologia deve saber a razão de grade da grade antiespalhamento do equipamento que esta utilizando para melhor ajustar a técnica que será usada no exame5. Fatias, mais finas, de chumbo, encontradas em uma grade com uma alta frequência não serão visíveis na radiografia. Uma grade com fatias grossas de chumbo (ou baixa frequência de grade) reduzirão muito a radiação espalhada, mas a imagem das fatias de chumbo aparecerão no filme como linhas de grade4. Este artefato causado pelas linhas de grade pode ser eliminado pela movimentação desta.
10.1.5.3
Comprimento focal
O comprimento focal é a distância entre o ponto focal e a grade antiespalhamento. Comprimentos focais típicos de grade são 100 cm pra radiografia geral ou 180 cm para radiografia de tórax.
Esta distância determina o grau de inclinação dos
espaços de baixa atenuação da grade, que variam do centro até a borda. Devido a essa variação angular no eixo da grade, o posicionamento da grade em uma geometria errada, fora da distância correta ou desalinhada, pode ocasionar a atenuação da maioria dos feixes úteis pelas barras de chumbo em vez de proporcionar sua passagem através dos espaços até o detector, como observado já observado na Figura 75.
10.1.5.4
O material interespacial
Idealmente, o material interespacial deveria ser o ar para que todos os fótons o atravessassem sem sofrer atenuação. No entanto, como o material deve suportar o chumbo maleável das tiras, alumínio e fibra de carbono são geralmente utilizados na fabricação das grades. O alumínio possui número atômico maior do que a fibra de carbono, podendo atenuar radiação primária útil para a formação da imagem, aumentando a exposição do paciente à radiação para compensar tal perda de fótons de raios X. Porém, o alumínio não absorve umidade e possui estrutura mais fácil de trabalhar e transformar no formato adequado para a grade antiespalhamento5.
88
10.1.5.5
O fator de Bucky
O fator de Bucky é a razão da radiação incidente sobre a grade e a radiação transmitida, que consegue passar pela grade, como observado na Figura 80 e equação 4.
Figura 80
Representação de radiação incidente e radiação transmitida pela grade.
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(4)
Este fator indica o quanto de aumento a exposição ao paciente é necessária quando se utilizada a grade antiespalhamento, devido a esta absorver tanto radiação espalhada quanto primária. E consequentemente, o quanto de exposição á radiação ao paciente é aumentada pelo uso de uma gradev. Altas razões de grade absorvem mais radiação espalhada, então menos radiação é transmitida e o fator de Bucky é maior do que para baixas razões de grade.
89
10.2 Técnicas de Espaçamento de ar
A grade antiespalhamento foi um ótimo recurso criado para diminuir a radiação espalhada e aumentar a qualidade da imagem gerada, porém não foi o único. Um método alternativo ao uso de grades é a técnica do espaçamento de ar. A Técnica de espaçamento de ar é a aplicação de um espaço de ar entre paciente e receptor de imagem, aumentando a distância entre eles. Essa distância permite que muitos raios X espalhados não cheguem ao detector, como observado na Figura 81, diminuindo o efeito destes no contraste da imagem. Porém, o uso desta técnica causa a magnificação das estruturas na região radiografada e reduz o campo de visão da imagem4.
Figura 81
Técnica de espaçamento de ar.
A magnificação consiste do aumento das dimensões reais da estrutura radiografada no receptor de imagem, como pode ser demonstrado na Figura 82. E como o receptor possui dimensões fixas, ele pode não conseguir retratar toda a região de interesse do exame4.
90
Figura 82
Magnificação devido ao afastamento entre paciente e detector de imagem.
11 Sistema Receptor de Imagem 11.1 Chassis Radiográficos
O receptor de imagem recebe os raios X transmitidos pelo paciente e pela grade e os utilizam para formar a imagem da estrutura radiografada. O sistema receptor de imagem utilizado em radiologia convencional é composto por chassi, tela intensificadora e filme radiográfico, como pode ser observado na Figura 83.
Janela de Janela de
Telas
identificação
intensificadoras
identificação
es
A Figura 83
Filme
B Sistema de detecção tela-filme. A) Chassi aberto demonstrando a localização das telas intensificadoras e janela de identificação. B) Chassi aberto demonstrando onde o filme é introduzido no chassi.
91
11.1.1 Função e composição
Os chassis radiográficos tem a função de proteger e sustentar o filme de raios X dentro de sua estrutura física. As travas dos chassis são eficientes na vedação de luz, impossibilitando a sua entrada, e possível sensibilização indesejada do filme. Juntamente com o filme, telas intensificadoras (ou écrans) também são sustentadas no interior do chassi - como pode ser obervado na Figura 83. A introdução das telas intensificadoras no interior do chassi é devido a propriedade das telas de transformar os fótons de raios X em fótons de luz, que sensibilizarão mais eficientemente o filme, proporcionando uma redução no tempo de exposição do paciente à radiação. O chassi, o filme e as telas intensificadoras compõem o sistema de detecção telafilme. Em radiografia convencional, duas telas são montadas permanentemente nas superfícies internas do chassi e o filme é posicionado entre elas como demonstrado na Figura 83. Devido a este arranjo e a vedação do chassi, se garante que a única luz que sensibilizará o filme será a emitida pelas telas intensificadoras.
11.1.2 Estrutura e qualidade da imagem
Para garantir o bom exercício de sua função e manter adequadamente seus componentes internos, o chassi deve possuir algumas características: ser fino e leve para seu fácil manuseio, possuir uma estrutura rígida e durável, e tampas inflexíveis para que as superfícies achatadas do filme e telas intensificadoras estejam protegidas e seja garantido um bom contato entre elas. Um bom contato físico entre o filme e as telas é necessário para uma boa qualidade da imagem. Para garantir este contato, além da preservação da estrutura do chassi, evitando danos e deformações ao armazená-los e os locomover 5, as telas são montadas em camadas de espuma compressível que durante o fechamento as pressionam contra o filme4,5. Esta compressão aplicada mantém o contato desejado entre tela e filme e força a saída de ar entre eles, evitando artefatos na imagem formada causado por bolhas de ar. A preocupação com a qualidade da imagem é refletida também no posicionamento do chassi na realização do exame, já que este se encontra diretamente no caminho entre feixe de raios X e filme, onde a imagem será formada. A incidência dos fótons de raios X acontece em um lado específico do chassi, normalmente mostrado pela
92
escrita “tube side” (lado do tubo). Esta superfície frontal é feita de fibra de carbono ou outro material de baixa atenuação, maximizando a transmissão dos raios X3. Já a tampa traseira é feita geralmente de metal pesado, pois a radiotransparência não é necessária nesta parte e materiais com esta característica ajudam a minimizar a radiação retroespalhada3. A radiação de retroespalhamento surge, pois alguns os raios X que não são utilizados na formação da imagem são transmitidos pelo chassi, interagem com estruturas colocadas atrás do chassi durante o exame, como o bucky onde o chassi é inserido, um suporte que o sustenta ou até mesmo uma parede próxima e voltam ao filme. Estes fótons retroespalhados resultam em velamento indesejado do filme e perda na qualidade da imagem formada3. Devido ao efeito indesejado deste retroespalhamento, na maioria dos chassis a cobertura de trás inclui uma fina folha de cobre ou chumbo. O propósito desta folha é também minimizar e absorver à radiação retroespalhada3. A tampa traseira do chassi é também onde as travas estão localizadas e a troca de filme acontece. A troca é realizada em um ambiente apropriado chamado de câmera escura5.
11.1.3 Recursos do chassi
Cartão de identificação do paciente
Chassi (janela de identificação alinhada com o cartão)
Figura 84 - Recurso do chassi. Câmara de identificação com chassi posicionado.
Após a realização do exame, é possível a identificação do paciente por uma janela em formato retangular localizada em um dos cantos na parte de trás do chassi. As informações do paciente normalmente estão em um cartão. Este cartão é posicionado na parte superior de uma câmara ID (identificação) alinhado a janela do chassi, que é colocado na parte inferior, como mostrado na Figura 84. A câmera ID 93
abre a pequena borda do chassi e opticamente grava a imagem do cartão no filme5. Esta câmara é utilizada para todo tamanho disponível de chassi. Os chassis são disponíveis para todo tamanho padrão de filme usado em radiografia (ex.: 18 x 24 cm, 24 x 30 cm, 35 x 35 cm e 35 x 43 cm) e são compatíveis com todas as marcas de equipamentos de raios X4.
11.2 Telas intensificadoras (écrans) 11.2.1 Função
Os chassis possuem duas telas intensificadoras montadas nas suas superfícies internas. A introdução destas telas em sua estrutura é devido a sua propriedade de transformar os fótons de raios X em fótons de luz, que sensibilizarão mais eficientemente o filme radiográfico. As telas intensificadoras ou écrans são constituídos de um material luminescente, o fósforo. Este material emite luz visível ou ultravioleta em resposta a sua estimulação pelos fótons de raios X em um processo chamado luminescência. A luminescência pode ser de dois tipos: fluorescência ou fosforescência. Na fluorescência a luz é emitida somente durante a estimulação do fósforo, ao contrário da fosforescência, onde a luz continua a ser emitida mesmo após o término do estímulo. As telas de intensificação radiográfica apresentam fluorescência3. A função dos écrans no sistema de detecção tela-filme é converter os raios X em luz e sensibilizar o filme durante a exposição. Como 98 % da energia que expõem o filme é energia dos fótons de luz e os fótons de raios X contribuem somente aproximadamente 2% do total da exposição, o tempo de exame é reduzido. A redução deste tempo não somente reduz a radiação ao paciente, mas também prolonga a vida útil do tubo de raios X5.
94
11.2.2 Composição e construção
Parte de trás do chassi Folha de chumbo
Chassi
Camada compressível
Base
Tela Intensificadora Camada refletora Camada de fósforo Camada protetora Filme Radiográfico
Figura 85 Camadas do chassi e tela intensificadora (ou écran).
Para exercer sua função no sistema tela-filme de detecção, as telas intensificadoras são montadas nas superfícies internas do chassi radiográfico e são divididas em quatro partes, demonstradas na Figura 85. O fósforo é aquecido a uma alta temperatura e misturado com uma quantidade pequena de ligante (um polímero que mantém as partículas dos fósforos juntas), e enquanto esta quente e flexível a mistura é uniformemente espalhada em uma camada fina de plástico, de espessura da ordem de 10-20 µm. Esta camada é conhecida como camada protetora e tem a função de proteger os fósforos do desgaste mecânico do chassi, que resulta da constante troca de filme. Depois do endurecimento, uma camada de suporte de plástico mais espessa é colada no topo da camada de fósforo, esta camada é denominada de base e tem aproximadamente 1 mm de espessura
3,4
. Em alguns
chassis uma camada de substância reflexiva é acrescentada entre a base e a camada de fósforo. Depois de completar seu processo de fabricação, as telas intensificadoras geralmente são colocadas em pares dentro do chassi, uma tela em cada superfície interna. Os filmes utilizados atualmente em radiografia são de emulsão dupla (uma camada de emulsão em cada lado do filme como será visto posteriormente), por isso duas telas são necessárias para otimizar a sensibilização de ambas as emulsões e garantir uma boa qualidade da imagem formada. Porém, quando duas telas são utilizadas, um efeito de crossover pode ocorrer com os fótons de luz emitidos de uma delas, como ilustrado na Figura 86. Estes fótons podem passar pela base do filme e chegarem à emulsão oposta, ou irem mais longe
95
e atingirem a camada refletora da tela oposta e então refletirem de volta para a emulsão do filme. Este longo caminho percorrido aumenta o espalhamento dos fótons de luz e reduz a percepção de detalhes na imagem. Por esta razão, alguns chassis designados para exames específicos que exigem uma alta resolução possuem somente uma tela intensificadora 5.
Fóton de luz 1 sofre efeito crossover: O fóton de luz passa pela Parte da frente do Chassi Base Camada refletora
oposta, sofrendo maior espalhamento que o fóton de luz 4,
Tela Intensificadora Camada de fósforo
Filme Radiográfico
emitido diretamente para a emulsão do filme mais próxima.
Camada protetora Emulsão Base Emulsão
3
1
4
2
Camada protetora Tela
base do filme e chega até a emulsão
Fóton de luz 2 sofre efeito crossover: Os fótons de luz passam
Camada de fósforo
pela base do filme e são refletidos na
Camada refletora Base
intensificadora oposta, sofrendo mais
Intensificadora
camada refletora da tela
Parte de trás do Chassi
espalhamento ao retornar ao filme do que os fóton de luz 3 que são refletidos na camada refletora mais próxima.
Figura 86: Efeito Crossover.
Nos chassis, o filme é posicionado entre as telas intensificadoras e se mantém firme entre elas devido à camada de espuma compressível, sobre a qual as telas são montadas. Durante o fechamento do chassi, estas camadas pressionam as telas contra o filme garantindo um bom contato tela-filme. Um bom contato entre as superfícies das telas e as superfícies do filme é essencial para uma boa qualidade de imagem. Um mau contato ou irregularidades nas superfícies permite o espalhamento dos fótons de luz que formarão borrões na imagem. As irregularidades podem surgir devido ao descuido com o chassi, que é a estrutura responsável pela proteção das telas de intensificação e dos filmes. Qualquer dano no chassi, causado por queda e outros abusos, pode curvar ou criar buracos na estrutura do écran, causando bolhas de ar entre ele e o filme. Os fótons de luz que passam por interfaces entre meios bem diferentes, como tela, ar e filme, irão refratar. Esta refração é agravada pelo aumento da distância até o filme criada pela
96
bolha de ar. O resultado são bordas de penumbra ou borrão, e consequentemente uma perda severa na resolução espacial da imagem5. A resolução é medida geralmente pelo espaçamento mínimo entre linhas que pode ser detectado e distinguido. Quanto menor for este espaçamento, menor será o objeto que pode ser visualizado e melhor será a resolução espacial.
Figura 87
Diagrama ilustrando o efeito de um contato tela-filme ruim.
11.2.3 Base
A base é uma camada plástica de poliéster de aproximadamente 1 mm de espessura que serve como suporte e proteção da camada de fósforo. Para exercer esta função a base deve ser: áspera e resistente à umidade; flexível o suficiente para permitir um bom contato de toda a superfície do filme; homogeneamente radiotransparente para não criar artefatos na imagem, e deve também ser quimicamente inerte para que não haja chance de descoloração da emulsão da camada de fósforo em contato com ela5. A descoloração da emulsão interferiria na emissão de luz pelo écran5.
97
11.2.4 Camada refletora
Figura 88
Produção dos fótons de luz na camada de fósforo e sua reflexão pela
camada refletora.
Figura 89
Perda de resolução devido ao uso de tela intensificadora com camada refletora.
98
A luz emitida pelo écran é produzida pelos cristais de fósforo da emulsão. Esta emissão é isotrópica, em todas as direções. Os fótons de luz emitidos na direção do filme contribuem para a formação da imagem, porém os fótons emitidos lateralmente e atrás do filme são perdidos e inutilizados. Para resolver este problema, uma camada fina de substância reflexiva, dióxido de titânio ou um branco similar, é espalhada sobre a base 5. Esta camada age como espelho, refletindo os fótons de luz que são emitidos em direções contrárias a do filme, de volta a direção do filme, maximizando o número de fótons de luz úteis para a produção da imagem, como observado na Figura 88. Infelizmente, a luz refletida por esta camada tem uma maior distância a percorrer antes de alcançar o filme, sofrendo um espalhamento levemente maior do que a luz emitida diretamente a ele, como observado na Figura 89. Este espalhamento contribui para penumbra ou borrão na imagem, causando perda de resolução espacial nesta. Por esta razão, algumas marcas de écrans finos ou chassis dedicados para exames de extremidades, desenhados para atingir alta resolução de detalhe não empregam camada refletora 5.
11.2.5 Camada de fósforo
A luz refletida pela camada refletora é proveniente da camada de fósforo. Esta camada consiste de cristais fluorescentes colocados uniformemente dentro de uma solução de ligante de plástico e sustentado pela base. Os cristais de fósforo emitem fótons de luz quando estimulados pelos raios X, e esta luz sensibiliza o filme radiográfico. Durante o século 20, tungstanato de cálcio (CaWO4) foi o cintilador mais comum usado na fabricação de telas intensificadoras. As primeiras telas comerciais de tungstanato de cálcio foram feitas na Inglaterra e Alemanha em 1896 e nos estados unidos em 19125. O tungstanato de cálcio emite luz na região do azul e ultravioleta em um espectro contínuo e largo, com pico de comprimento de onda em aproximadamente 430 nm5. Ele foi tão usado devido a seu tempo de resposta rápida e por ser um material muito durável5.
99
No inicio de 1970s, fósforos de terras raras foram introduzidos e devido a sua maior eficiência em converter raios X em luz eventualmente substituíram o CaWO4 em telas intensificadoras pelo mundo3. O grupo de terras raras consiste de elementos de número atômico de 57 (Lantânio, La) a 71 (Lutécio, Lr), e incluem Túlio (Tm, Z = 69), Térbio (Tb, Z = 65), Gadolínio (Gd, Z = 64) e Európio (Eu, Z = 63). Devido ao lantânio ser o primeiro elemento, o grupo de terras raras é também conhecido como a série dos lantanídeos na tabela periódica4. O fósforo mais comum de terras raras usado em telas intensificadoras hoje é o oxissulfureto de gadolínio (Gd2O2S)5. Ao contrário do CaWO4, os fósforos de terras raras não fluorescem apropriadamente no estado puro, necessitando do acréscimo de outros compostos, chamados ativadores5. Os fósforos de terras raras são produzidos como cristais de oxissulfureto de gadolínio ativado com térbio (Gd2O2S:Tb) e oxibrometo de lantânio ativado com túlio (LaOBr:Th) e emitem luz na região do verde.
Figura 90
Casamento espectral entre tela intensificadora e filme radiográfico.
Telas de tungstanato de cálcio emitem luz na região do ultravioleta e azul, e filme utilizado com esta tela tem que ser designado para ser mais sensível nesta cor, isto é chamado de casamento espectral. Muitas telas com terras raras emitem luz centradas na porção verde do espectro. Filmes especiais são designados para serem usados com estas telas que são mais sensíveis à luz verde. Qualquer combinação errada entre filme e tela resultará em alguma perda de eficiência e a radiografia resultante não será escurecida adequadamente5. Como os filmes radiográficos são designados para serem mais sensíveis a cores específicas de luz, possuem alta sensibilidade na maioria do intervalo de luz emitida pelas telas intensificadora (ultravioleta, azul e verde). Por isso, luz de coloração vermelha é utilizada nas câmaras escuras, pois não está no intervalo de luz em que o filme radiográfico é mais sensível.
100
A espessura da camada de fósforo varia consideravelmente com a velocidade da conversão de raios X em luz ou a necessidade de uso do écran, e pode variar de 80 a 250 micrometros4.
11.2.6 Camada protetora
Independentemente da espessura, a camada de fósforo é delicada e necessita de proteção para exercer bem sua função. Então, uma camada protetora é aplicada sobre o fósforo. Esta camada é feita de um plástico, constituído de um composto de celulose misturado com outros polímeros5. Além da proteção física à camada de fósforo, esta proteção ajuda a prevenir artefatos causados por descargas de eletricidade estática que surgem devido ao atrito durante o carregamento do filme, e provém uma superfície que pode ser limpa sem danificar a camada de fósforo. A camada de proteção está localizada entre os fótons de luz produzidos pelos cristais de fósforo e o filme, que é o receptor destes fótons para a formação da imagem. Para os fótons alcançarem o filme sem serem absorvidos ou espalhados no caminho, a camada de proteção deve ser clara e transparente à luz4. Ao inserir a camada de proteção no écran, o caminho percorrido pelos fótons de luz até o filme aumenta, por isto além das outras características citadas anteriormente, a camada de proteção também deve ser muito fina (aproximada de 20 a 25 micrômetros), pois com uma grande espessura a luz sofrerá um maior espalhamento antes de alcançar o filme, contribuindo para penumbra e falta de nitidez na imagem. Devido a estes fatores, grande cuidado deve ser tomado em manusear as telas, pois produtos de limpeza, unha, e as bordas do filme radiográfico podem facilmente penetrar esta proteção e danificar a camada de fósforo, comprometendo a sensibilização do filme5.
11.2.7 Eficiência da tela intensificadora
Para sensibilizar e produzir densidade no filme radiográfico, um écran deve absorver os fótons de raios X, converte-los em fótons de luz e emiti-los em direção ao filme. Em cada etapa deste processo, a eficiência deve ser a maior possível. As eficiências envolvidas são a de absorção, conversão e emissão.
101
11.2.7.1
Eficiência de absorção
A eficiência de absorção descreve a capacidade da tela intensificadora de detectar fótons de raios X que incidem sobre ela. Quando um fóton de raios X é absorvido pela tela, a sua energia é depositada e alguma fração dessa energia é convertida em fótons de luz. No entanto, o feixe de raios X que incide sobre o filme é polienergético, ou seja, possui vários valores de energia em seu espectro. O número de fótons de luz produzidos na tela intensificadora é determinado pela quantidade total da energia de raios X absorvida pela tela, não pelo número de fótons de raios X que incidem sobre ela. Por este fato, sistemas tela-filme são considerados detectores de energia4. No intervalo de energia de raios X diagnóstico, a absorção é quase inteiramente causada pelo efeito fotoelétrico. Uma reação fotoelétrica é mais provável de ocorrer em elementos com número atômico alto e quando a energia dos fótons de raios X incidentes e a energia de ligação dos elétrons da camada K são muito próximas.
11.2.7.1.1
Número atômico do fósforo
Átomos com um alto número atômico têm muito mais elétrons nas suas camadas. O diâmetro real do átomo, medido através da camada mais externa, somente aumenta, levemente, quando comparado a átomos com números atômicos menores. Isto acontece devido a força de atração entre prótons do núcleo e elétrons das camadas. Quanto maior a quantidade de prótons e elétrons, maior a força de atração entre eles, e mais perto do núcleo as camadas, onde os elétrons estão localizados, estarão. Então, os átomos com um alto número atômico não são tão largos e sim mais concentrados5. Este aumento de concentração dos elétrons dentro do espaço em volta do núcleo se refere a densidade eletrônica do átomo. Átomos com alto numero atômico tem uma nuvem de elétrons mais densa, aumentando a probabilidade de absorção de um fóton de raios X pela colisão com um elétron, que é o efeito fotoelétrico5. Além do número atômico e energia de ligação, a absorção também é influenciada pela espessura da camada de fósforo e sua densidade.
102
11.2.7.1.2
Espessura da camada de fósforo
Camada de fósforo mais espessa absorverá mais fótons de raios X, e mais fótons de luz serão produzidos pela tela. Isto ocorre, pois mais átomos estão no caminho do feixe de raios X, e então a probabilidade de absorver um fóton em particular aumenta e a eficiência de absorção aumenta3. O tamanho do cristal de fósforo e a espessura da camada de fósforo determina a sensibilidade da tela intensificadora. A tela que contém cristais maiores ou que tem uma camada espessa de fósforo emite significantemente mais luz para uma dada quantidade de radiação do que telas de menores cristais, ou camada mais fina. Com uma espessura maior da camada de fósforo, alguns dos fótons de luz produzidos terão que percorrer um caminho mais longo para escapar da tela e atingir o filme radiográfico. Durante tal percurso, podem colidir com outros cristais de fósforo, dificultando sua chegada ao receptor de imagem e assim diminuindo a eficiência de emissão da tela intensificadora. No entanto, este efeito é muito menor quando comparado ao grande aumento da eficiência de absorção5. Apesar do aumento de espessura da camada de fósforo e tamanho de seus cristais, conseguir um aumento na eficiência de detecção, também causa uma perda de resolução espacial, demonstrado na Figura 91. Quando a luz se propaga através da tela, se espalha em todas as direções com igual probabilidade (difusão isotrópica). Para telas mais espessas e com cristais maiores, consequentemente, os fótons de luz propagam distâncias laterais maiores antes de alcançar a superfície da tela. Esta difusão lateral da luz causa um leve borrão na imagem4. Apesar de perda de resolução na imagem, a velocidade da tela intensificadora aumenta , produzindo mais fótons de luz por raios X, conseguindo o enegrecimento desejado do filme em menor tempo e consequentemente diminuindo à exposição ao paciente.
103
Figura 91
Maior redução na resolução espacial em camadas mais espessas de fósforo e com cristais de fósforos de tamanhos maiores.
11.2.7.1.3
Densidade do fósforo
A configuração (forma) de alguns tipos de moléculas de fósforo permitem que sejam empacotadas mais fortemente juntas dentro de um cristal, proporcionando uma maior concentração de moléculas em cada cristal. Isto é descrito como uma densidade molecular maior ou densidade física (massa por volume de espaço). Com uma maior densidade, há simplesmente mais átomos por milímetro cúbico para os fótons de raios X colidirem, e a absorção aumenta proporcionalmente. A densidade física das moléculas de fósforo é uma razão importante do porque das telas de terras raras serem introduzidas no mercado5. Fabricantes tem recentemente desenvolvido novas formas de cristais inteiros, tais como cristais de forma achatada. Nesta forma, é possível empacotar os cristais mais juntos dentro de uma substancia ligante, e ainda manter uma boa uniformidade de distribuição. Com o aumento na densidade do fósforo, aumenta a eficiência de absorção da tela intensificadora5.
104
11.3 Eficiência de conversão Após absorver os fótons de raios X, é necessário que a tela intensificadora tenha a capacidade de converter estes fótons em luz, ao invés de dispersá-los como outra forma de energia que não seja útil para a sensibilização do filme. Esta é chamada de eficiência de conversão e é influenciada pelos químicos que constituem a tela.
11.3.1.1.1
Componentes químicos utilizados na molécula de fósforo
O tungstanato de cálcio foi o componente padrão por muitas décadas. Com o avanço da tecnologia descobriu-se que muitos elementos de terras raras, quando tratados
com
térbio,
túlio,
európio
ou
nióbio
como
ativadores
químicos
(catalisadores), são de 2 a 4 vezes mais eficientes do que tungstanato de cálcio em conversão de raios X. A eficiência de conversão maior é devido inteiramente as propriedades químicas das moléculas5. Na literatura, a eficiência de conversão atual é citada como 5% para CaWO4, 18% para LaOBr, 18% para Gd2O2S:Tb e 18% para Y2O2S:Tb5.
11.3.1.2
Eficiência de emissão
Os fótons de raios X depois de absorvidos e convertidos em fótons de luz necessitam escapar da camada de fósforo para expor o filme radiográfico. Esta capacidade de sair da tela intensificadora e alcançar o filme é chamada eficiência de emissão e é influenciada por algumas características da tela intensificadora, como a espessura da camada de fósforo e tamanhos de seus cristais, e acréscimo de tintura nesta camada.
11.3.1.2.1
Espessura camada fósforo
Com uma camada mais espessa de fósforo, os fótons de luz produzidos terão que percorrer um caminho mais longo para escapar da tela e durante este percurso estes fótons podem colidir com outro cristal de fósforo e não conseguir sair da tela. Devido a isto, a eficiência de emissão é levemente reduzida. Porém, este efeito é mínimo quando comparado com o aumento da eficiência de absorção. 105
11.3.1.2.2
Acréscimo de corante na camada de fósforo
Um corante pode ser adicionado ao ligante do fósforo com a finalidade de reduzir a quantidade de fótons de luz emitidos em direções opostas a do filme radiográfico, como observado na Figura 92, pois quando estes fótons de luz atingem e sensibilizam o filme ocorre uma diminuição da resolução espacial. Porém, com a introdução do corante a quantidade total de fótons de luz incidentes no filme radiográfico para a formação da imagem diminui, reduzindo assim a eficiência de emissão da tela, sua velocidade e consequentemente aumentando o tempo de exposição ao paciente. Chassis com estes tipos de telas costumavam ser chamados de chassi de alta resolução e quando expostos a luz ambiente pode-se facilmente reconhecer a aparência amarela ou cinza da tela com corante5.
Figura 92
Comparação de comportamento da luz em telas intensificadoras com corantes e sem corantes.
11.3.1.2.3
Camada refletora
Quando a camada refletora é adicionada atrás da camada de fósforo em uma tela intensificadora, os fótons de luz direcionados em direções contrárias a do filme são redirecionados e mais fótons de luz alcançam o filme, aumentando a eficiência de emissão da tela, como visto na Figura 88.
106
11.3.2 Velocidade das telas intensificadoras
A velocidade da tela é determinada pelo número relativo de raios X que interagem com o fósforo e como a energia dos raios X é convertida eficientemente em luz visível3. A velocidade relativa expressa numericamente é o modo de identificação das telas intensificadoras. A escala de velocidade de telas vai de 100 (lenta, detalhe) a 1200 (muito rápido)3. Telas de tungstanato de cálcio tem o valor de 100 atribuído, e serve como base para a comparação de todas as telas restantes. As telas de terra-raras de alta velocidade alcançam valor de 1200; as telas de detalhe tem velocidade aproximadamente 50-803. Os fatores que podem aumentar a velocidade de uma intensificadora é o aumento de sua camada de fósforo e eficiência de conversão e absorção deste fósforo5. Telas intensificadoras com velocidades elevadas necessitam de baixa exposição para formarem uma imagem no filme radiográfico. Porém, por utilizar uma menor quantidade de fótons de raios X na produção desta imagem, elas acabam apresentando uma aparência granulada devido ao ruído. O termo ruído se refere a variações locais na DO do filme que não representa variações na atenuação do paciente. Ruído inclui ruído aleatório, causado por fatores tais quais variações aleatórias no numero de fótons de raios X interagindo com a tela, variações aleatórias na fração de luz emitida pela tela que é absorvida na emulsão do filme, e variações aleatórias na distribuição de grãos de haleto de prata da emulsão do filme. O ruído na imagem radiográfica é governado principalmente pelo numero de fótons de raios X que são detectados no sistema tela-filme. A percepção visual do ruído é reduzida (resultando em uma melhor qualidade de imagem) quando o número de fótons de raios X detectados aumenta4. Se a velocidade do sistema tela-filme é elevada pelo aumento na eficiência de conversão (então cada fóton de raios X detectado se torna mais eficiente no escurecimento do filme), menos fótons de raios X detectados são necessários para alcançar o mesmo escurecimento de filme. Menos raios X detectados resultam em maior ruído na imagem. Conclui-se que, aumentando a eficiência de conversão para aumentar a velocidade do sistema tela-filme aumentará o ruído nas imagens4.
107
11.3.3 Cuidados com as telas intensificadoras
A interação dos raios X com o fósforo não provoca desgaste. Não há nada semelhante à fadiga causada pela radiação. A única maneira das telas deixarem de ser úteis nos serviços de radiologia é por falta de cuidado no seu manuseio e manutenção de sua estrutura3. As telas intensificadoras devem ser mantidas limpas. Qualquer material estranho na tela, como papel, sangue, fiapos e poeira bloqueará os fótons de luz e produzirá uma área não exposta no filme correspondendo ao tamanho e forma da área suja5. A limpeza pode ser realizada com água e sabão neutro, porém as telas são mais bem limpas com uma solução contendo um composto antiestético e um detergente; a solução deve ser aplicada gentilmente (nunca esfregar vigorosamente) com um pano macio sem fiapos. As telas devem ser enxaguadas com cuidado e secas completamente antes do fechamento do chassi. Se a tela estiver úmida, a camada de emulsão do filme pode aderir nela, possivelmente causando dano permanente3. A frequência de limpeza é determinada pela intensidade do uso e nível de poeira do ambiente. Em um departamento de radiologia com grande volume de exames, pode se necessário limpar as telas uma vez por mês ou mais frequentemente. Sob outras circunstâncias, a frequência da limpeza pode ser estendida com segurança para dois ou três meses3,5. Exceto durante a limpeza, a superfície não deve ser tocada ou manuseada para evitar arranhões e marcas de dedos4. Depois de limpos, os chassis devem ser carregados, fechados e armazenados na câmera escura, mas a uma distancia segura dos químicos, pois manchas de revelador não podem ser removidas da tela intensificadora4. Ao pegar o chassi na câmera escura pra carrega-lo com um filme alguns cuidados devem ser tomados nesse procedimento. Ao carregar o chassi, não deslize o filme dentro, o canto afiado ou a borda pode riscar a tela. Coloque o filme dentro do chassi. Remova o filme do chassi deixando-o cair sobre os dedos. Não retire o filme para fora do chassi com auxilio das unhas. Não deixe os chassis abertos porque as telas podem ser danificadas por qualquer objeto que possa cair sobre elas, sejam produtos químicos da câmara escura ou poeira3.
108
11.4 Filmes radiográficos 11.4.1 Função e composição
O grande cuidado com o chassi e suas telas intensificadoras é necessário para obter uma boa qualidade de imagem. O chassi é a proteção do filme radiográfico e a tela intensificadora a responsável em sensibilizá-lo de modo otimizado. O filme radiográfico é o responsável pela formação e armazenamento da imagem radiográfica. Ele é o receptor dos fótons de raios X que conseguem emergir da tela intensificadora. Estes fótons sensibilizam o filme, formando a imagem. Esta imagem ficará “impressa” no filme radiográfico e após passar por um processo de revelação, será utilizada para o diagnóstico e posterior armazenamento. O filme radiográfico utilizado em radiologia convencional é constituído por duas camadas de emulsão. Cada camada de emulsão contém cristais de brometo de prata suspensos em uma gelatina. Estas camadas são ligadas, por uma espessura fina de material adesivo, a ambos os lados de um suporte transparente de poliéster tingido de azul, a base, garantindo uma ligação firme entre suporte e emulsão, como observado na Figura 93. A emulsão é coberta por uma camada protetora de gelatina chamada de camada de recobrimento. Essa camada de recobrimento protege a emulsão de arranhões e contaminação durante o manuseio, processamento e armazenamento3.
Figura 93
Filme radiográfico com sua divisão de camadas.
109
11.4.1.1
Base
A principal função da base é ser o suporte para a emulsão. Para a base exercer sua função de modo que não prejudique a formação ou a visualização da imagem, ela deve possuir algumas características: não deve produzir um padrão visível ou absorver muita luz quando a radiografia é visualizada; a flexibilidade e espessura devem permitir fácil processamento, manuseio e possuir rigidez adequada para colocá-la no negatoscópio. Além destas características, a base deve ter estabilidade dimensional, ou seja, manter sua forma e tamanho durante o processo de revelação e armazenamento5. Uma falha neste último requerimento pode ocasionar distorções na imagem. O primeiro material utilizado como base foi o vidro. Porém, durante a Primeira Guerra Mundial, o vidro de alta qualidade ficou quase indisponível devido a sua alta demanda e fragilidade. Em 1914, o nitrato de celulose, previamente usado como base de filme fotográfico, foi adaptado para uso como filme de raios X. Entretanto, por ser um material inflamável causou diversos incêndios hospitalares na década de 1920.
Nesta mesma década, filmes com base de triacetato de celulose foram
introduzidos. Ele tem propriedades similares às do nitrato de celulose, mas não é inflamável. No início da década de 1960, uma base de poliéster foi introduzida. O poliéster é mais resistente a deformação com o tempo e mais forte que o triacetato de celulose, permitindo um transporte mais rápido através das processadoras automáticas, equipamentos utilizados na revelação dos filmes. As bases de poliéster são mais finas que as bases de triacetato (aproximadamente 175 µm), mas igualmente fortes3,5. Várias tentativas foram feitas para melhorar a qualidade do filme ao longo dos anos, e a adição de tintura na base foi uma delas. Filmes com este tipo de base reduzem o cansaço visual, permitindo uma melhor análise da imagem pelos radiologistas3. O primeiro método de uso de tintura comercializado a ser aplicado para o filme de raios X na América foi descrito em 1933 por George A. Scanlan e Charles Holzwarth de Parlin, Nova Jersey que introduziu a tintura na coloração azul no filme4.
11.4.1.2
Emulsão
A emulsão é o material com os quais os raios X ou fótons de luz das telas intensificadoras interagem e transferem a informação para a formação da imagem. A
110
emulsão consiste em uma mistura homogênea de gelatina e cristais de haleto de prata. Ela é colocada homogeneamente na base em uma camada de 3 a 5 µm de espessura no máximo, devido a incapacidade da luz de penetrar mais profundamente3,5.
11.4.1.2.1
Gelatina
A gelatina é o suporte para a distribuição uniforme dos haletos de prata - mantendoos bem dispersos - e prevenindo sua aglomeração5. Ela possui coloração clara para melhor transmitir a luz e é porosa para que as substâncias químicas de processamento (revelador e fixador) penetrem rapidamente até os cristais de haleto de prata, sem ocasionar danos a estrutura da gelatina3,5.
11.4.1.2.2 Haleto de prata
Os cristais de haleto de prata são o material sensível a luz emitida da tela intensificadora. Sua composição é de 98% de brometo de prata (AgBr) e o restante é usualmente iodeto de prata (AgBI). Os cristais de brometo e iodeto de prata são precipitados na gelatina acompanhada de preciso controle de temperatura, pressão e velocidade na qual os componentes são misturados3,5. O método de precipitação envolve a dissolução da prata metálica (Ag) em acido nítrico (HNO3) para formar nitrato de prata (AgNO3). A mistura de nitrato de prata (AgNO3) com brometo de potássio (KBr) formam cristais de brometo de prata (AgBr), sensíveis aos fótons de luz, e nitrato de potássio. Com o acréscimo de água, o nitrato de potássio se dissolve sendo lavado para fora enquanto que o brometo de prata se precipita3,5.
Formação do cristal de haleto de prata AgNO3 + KBr
AgBr + KNO 3
(nitrato de prata) + (brometo de potássio)
(brometo de prata) + (nitrato de potássio)
precipitado
lavado com água
.
111
O cristal formado de íons de prata (Ag+), íons de bromo (Br-), e íons de iodo (I-) são arranjados em uma rede cúbica com alguns átomos de prata livres misturados, como observado na Figura 94. Estes íons de prata livre, que saíram da sua posição normal na rede cristalina podem migrar dentro do cristal. Isto é um tipo de defeito inerente da estrutura do cristal, o defeito de Frankel, como pode ser visualizado na Figura 944,5,7 e dependendo da intenção da aplicação da imagem, os cristais de haleto de prata podem ter formas tabulares, cúbica, octaedral, poliedral ou irregulares como observado na Figura 953.
Figura 94
Parte da estrutura cúbica do cristal de haleto de prata
Figura 95 A) O cristal convencional com tamanhos irregulares. B) grãos planos, como tabletes, tabulares. C) Grãos cúbicos.
112
Figura 96
Centros de sensibilização
Na fabricação, a emulsão é tratada com sulfito de prata, ou outros químicos que constituem impurezas dentro dos cristais. Estas moléculas alteradas residem na superfície do cristal em áreas chamadas de centros de sensibilização, como observado na Figura 96. Estes centros tem a habilidade de “armadilhar” elétrons, formando a imagem latente, que com um tratamento químico adequado, processo de revelação, originará a imagem visível5. A revelação só pode continuar em crescimento de tamanho destes centros, e não pela formação de novos centros. Cristais que não possuem centros de sensibilização, não podem revelar e consequentemente não formam imagem latente5.
11.4.2 Formação da imagem latente
Quando os fótons de luz interagem com o filme, essa interação com a prata e os átomos do haleto (Ag, Br, I) produz uma imagem, chamada de imagem latente. A energia absorvida de um fóton de luz por um elétron o fornece energia suficiente para escapar e viajar por grandes distâncias dentro do cristal. A maioria desses elétrons é proveniente dos íons de bromo ou iodo por terem os íons negativos (um elétron extra). Esses íons negativos são convertidos em átomos eletricamente neutros, e a perda da carga iônica resulta no rompimento da rede cristalina3. Os átomos de bromo e iodo estão agora livres para se mover, pois não estão mais ligados na rede cristalina. Eles migram para fora do cristal até a gelatina. Durante a travessia no cristal, o elétron pode ter energia suficiente para remover outros elétrons da rede cristalina. Consequentemente, como resultado da interação dos raios X, vários elétrons são liberados e viajam através da rede cristalina3. Os elétrons migram até o centro de sensibilidade e são aprisionados. Quando um centro de sensibilidade captura um elétron, ele se torna mais carregado 113
negativamente e atrai íons de prata intersticiais móveis, carregados positivamente. A associação do íon de prata intersticial com o elétron aprisionado no centro de sensibilidade neutraliza a prata e forma o átomo de prata3.
Liberação elétron do íon de bromo e iodo -
Br + fóton de luz -
I
+ fóton de luz
Br + elétron I + elétron
Migram para gelatina . da emulsão
Migram para os centros de sensibilização
Neutralização da prata -
e + Ag
+
Ag
A quantidade de átomos de prata no centro de sensibilização aumenta continuamente pelo repetido armazenamento dos elétrons, seguido pela atração dos íons de prata livres e sua posterior neutralização. Os íons de brometo (Br-) que tem seus elétrons perdidos são convertidos em átomos de bromo neutro, que deixam o cristal e são tomados pela gelatina da emulsão8. Um único cristal de haleto de prata pode ter um ou mais centros de sensibilidade em quais os átomos de pratas são concentrados. A presença da prata atômica é diretamente resultado da resposta do grão a luz, mas nenhuma mudança visível pode ser notada antes do processamento. Processamento é o termo aplicado para as reações químicas que transformam a imagem latente em imagem visível3. Os pequenos aglomerados de prata são determinados centros de imagem latente, e são as áreas que o processo de revelação causará quantidades visíveis de prata metálica a ser depositada, como observado na Figura 978.
114
Fótons de luz
+
A energia absorvida de um fóton de luz por um elétron (-) o fornece energia suficiente para escapar e viajar
+
por grandes distâncias dentro do cristal
+
(rompimento da rede cristalina)
Elétrons (-) migram para os centros de sensibilização
+
+ +
+
Os centros de sensibilização
+
se tornam mais carregados negativamente e atraem íons de prata (+), carregados positivamente
Associação dos íons de prata com os elétrons aprisionados no centro de sensibilização formam os átomos de prata Os pequenos aglomerados de prata são determinados centros de imagem latente.
Não visível
A quantidade de átomos de prata no centro de sensibilização aumenta continuamente pelo repetido armazenamento de elétrons.
Figura 97
Mudanças que ocorrem no cristal de brometo de prata quando exposto e revelado.
Qual a diferença na aparência do filme antes e após estas reações químicas?
11.4.3 Características do filme
Um filme de raios X não exposto e processado aparece com coloração muito clara, praticamente transparente. Já um filme exposto adequadamente apresenta várias tonalidades de cinza, e um filme intensamente exposto possui coloração escura, sem diferenças de tons de cinza3.
115
Como essas tonalidades de cinza são medidas?
11.4.3.1 D.O
A medição da escuridão do filme, o preto, é chamada de densidade óptica (DO). A D.O é expressa como um número que é na verdade um logaritmo de base 10, como mostrado na equação 58. O Logaritmo expressa convenientemente diferenças maiores em números em uma escala menor, por isso seu uso na representação da densidade óptica8. !!
!. ! = ! !"#!!
(5)
!
D.O = densidade óptica I0 = luz incidente no filme I = luz transmitida pelo filme
A divisão
!! !
mede a opacidade do filme, a habilidade do filme de parar a luz. Já o
inverso, I/I0, mede a fração da luz transmitida pelo filme, e é chamado de transmitância (T) e corresponde à equação 6:
T =!
!
(6)
!!
A relação entre transmitância e densidade óptica é representado na equação 7:
!" = ! − log ! = log
! !
!
= log( ! ) !
(7)
Densidades úteis em radiologia diagnóstica variam de aproximadamente 0,3 a 2, como observado na tabela8. Se um filme não exposto é tirado da caixa e processado, terá uma DO no intervalo de aproximadamente 0,11 a 0,184. Esta DO corresponde à base + véu do filme. O material da base e a tintura azul aplicada a ele adicionam densidade ao filme. Filme que tem sido armazenado por um longo período de tempo ou exposto ao calor ou a 116
radiação de fundo podem revelar alguns grãos de haleto de prata e desenvolver um velamento uniforme de fundo, o chamado véu. Níveis de base+véu que excedem aproximadamente 0,2 são considerados inaceitáveis, e a substituição de tal filme deve ser considerada4. A quantificação da DO em um filme é realizada através de um densitômetro. O densitômetro é um dispositivo que emite luz branca em um lado do filme e mede a quantidade de luz que alcança o outro lado. O densitômetro tem uma pequena área sensível (abertura), aproximadamente 3 mm de diâmetro, e mede a DO correspondente para aquela área específica do filme, como mostrado na Figura 984.
Área de
Figura 98
Visor de leitura da
medição
D.O
de D.O
Densitômetro utilizado para medições de densidades ópticas de filmes radiográficos.
O estudo da relação entre a intensidade da exposição do filme e o enegrecimento após o processamento é denominado sensitometria3.
Como se faz este estudo de sensitometria?
11.4.3.2
Curva característica
As duas principais medidas envolvidas na sensitometria são a exposição do filme e a porcentagem de luz transmitida através do filme processado. O relacionamento entre exposição e densidade é plotado como uma curva, conhecida como curva característica ou curva H e D (nomeada devido a F. Hunter e V.C. Driffield, quem
117
primeiramente publicou tal curva na Inglaterra em 1890). A densidade do filme é colocada no eixo vertical e a exposição do filme no eixo horizontal3,8. Note que o eixo X da curva H&D está em uma escala logaritimca, e este eixo é frequentemente chamado de exposição relativa de log. A DO (o valor no eixo y) é por si só o logaritimo da transmissãoo, e então a curva H&D é um gráfico log10-log10 de transmissão optica versus exposição de raios X4. Exposição do filme é referida como produto da intensidade da exposição (miliamperes da corrente do tubo de raios X) e o tempo de exposição (expresso em segundos). Exposição é expressão em miliampere por segundo, mAs8. A exposição também é gravada como o logaritimo da exposição, pois permite um amplo intervalo de exposição serem expressos em um gráfico compacto, facilitando a analise8. O formato da curva característica a divide em três partes: pé, ombro e uma parte que é quase uma linha reta e se localiza entre as outras duas partes. O pé corresponde a densidade de base+véu, a linha reta densidade é aproximadamente proporcional ao log da exposição relativa, e o ombro demonstra a densidade de saturação da curva, nenhum aumento de exposição a partir deste ponto ira elevar a Densidade do filme. Análise da curva característica de um filme radiográfico provém informação sobre o contraste (gradiente), velocidade (sensibilidade), e latitude do filme, proporcionando uma melhor orientação sobre uso deste e consequentemente evitando futuros erros de exposição8.
11.4.3.3
Contraste radiográfico
O contraste radiográfico é a diferença de densidade entre áreas da imagem. Tais diferenças são causadas pela diferença de atenuação dos raios X no material radiografado. Ele pode ser relacionado a inclinação da curva H&D: regiões de alta inclinação tem um contraste maior, e regiões de inclinação reduzida (ex.:, o pé e o ombro) tem menor contraste.
118
A representação numérica do contraste de um filme radiográfico é o é o gradiente médio. O gradiente médio é uma inclinaçãoo de uma linha reta conectando dois pontos bem definidos na curva H&D. O ponto mais baixo é usualmente definido em OD1 = 0,25 + base + véu, e o ponto mais alto é tipicamente definido em OD2 = 2,0 + base + véu. Para calcular o gradiente médio, estes dois valores de DO são identificados no eixo y da curva H&D, e correspondem as exposições, E1 e E2, são então identificados. O gradiente médio é a inclinação da curva4:
!"#$%&'(&!!é!"# = !
!"! !!"! !"#!" !! !!"#!" !!
(8)
Gradientes médios para filme radiográfico variam entre 2,5 a 3,5. As exposições ótimas, exposição adequada para geração de uma imagem de qualidade, ocorrem na região perto do máximo da curva de contraste. Se os níveis de exposição são muito altos ou muito baixos, o contraste sofrerá4.
11.4.3.4 Velocidade
A velocidade de um sistema tela-filme é definido como o inverso da exposição em roetgens requerida para produzir uma densidade de 1 acima da base mais véu8.
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(9)
O formato da curva é controlado pelo contraste do filme; a velocidade do filme determina a localização da curva na escala do log da exposição8. Quando a velocidade de um sistema tela-filme aumenta, a quantidade de exposiçãoo de raios X para alcançar a mesma DO diminui. Sistemas tela-filmes mais rápidos resultam em doses mais baixas aos pacientes, mas em geral exibem mais ruído quântico do que sistemas mais lentos. Um sistema é mais rápido, pois requer menos exposição par atingir a mesma DO que outro sistema. Enquanto uma linha horizontal entre duas curvas H&D demonstra que os sistemas diferem em velocidade4. Filmes e telas devem sempre ser considerados juntos na seleção de um sistema receptor de imagem que produzirá as características de imagem desejadas5. Quando se considera receptor de imagem, especialmente em relação a exposição ao paciente, a velocidade total do sistema deve ser considerada multiplicando a
119
velocidade do filme pela velocidade da tela e dividir por 100. Por exemplo, se uma tela de velocidade 100 foi usada com um filme de velocidade 50, a velocidade total do receptor de imagem será 100 x 50/100 = 50. Se uma tela de 200 foi usada com um filme de velocidade também 200, a velocidade total do receptor será 200 x 200 = 4005. O sistema comercial, para definir velocidade, faz uso de uma medida relativa. Quando telas de CaWO4 eram de uso comum, sistemas tao chamados de velocidade equivalente eram arbitrariamente classificados com velocidade de 100. A velocidade de outros sistemas tela-filme em uma linha de produtos de venda era relacionada ao sistema equivalente daquele vendedor – então, por exemplo, um sistema de velocidade 200 é aproximadamente duas vezes mais rápido que um sistema de velocidade 100. Hoje, com combinações de terra rara prevalecendo, a maioria das instituições usa sistemas de velocidade 400 para radiografia geral. Filme mais lentos são usados para trabalho de detalhe, tipicamente radiografia de ossos de extremidades. Sistemas tela-filme na classe de velocidade de 600 são usados em alguns departamentos de radiologia para aplicações especiais (ex.: angiografia) onde temos de exposições curtos são muito importantes4.
11.4.3.5
Latitude
Ao contrário do gradiente médio e velocidade, latitude do filme não é expressa em termos numéricos. Latitude se refere ao intervalo do log da exposição relativa que produzirá densidade dentro do intervalo aceitável para radiologia diagnóstica (usualmente considerada densidade de 0,25 a 2)8. Filmes com grandes latitudes produzem baixo contraste e longa escala de cinza para maximizar a quantidade de informação gravada. Eles então permitem uma maior margem de erro na configuração das técnicas de exposição, ou seja, eles possuem alta latitude de exposição, que reduz a taxa de repetição das radiografias5. A DO é uma coisa que pode ser facilmente medida no filme depois da exposição e do processamento do filme, um gráfico de contraste versus DO é útil em determinar qual intervalo de DO deve ser alcançado para um dado sistema tela-filme. O fabricante do filme fisicamente controla o contraste no filme variando o tamanho da distribuição dos grãos de prata. Filmes de alto contraste fazem uso de uma distribuição homogênea de tamanhos de grasos de haleto de prata, enquanto que
120
filmes de baixo contraste usam uma distribuição de tamanho de grãos mais heterogênea4. Uma desvantagem de um contraste maior é reduzir a latitude.
11.4.3.6
Tipos de filme
Além de filme para tela intensificadora, são disponíveis filme para exposição direta e filmes para aplicações especiais (como aqueles que são usados para mamografia, de emulsão única como mostrado na Figura 99, videodocumentação, duplicação, subtração, cinerradiologia e radiologia odontológica). Com ampla certeza, o filme mais comum é o filme para tela intensificadora. O filme para tela intensificadora é o tipo de filme usado juntamente com telas intensificadoras3. Os tamanhos padrões de filme utilizados em radiologia são 18 x 18 cm, 20 x 25 cm, 24 x 30 cm, 35 x 35 cm e 35 x 43 cm3.
Base
Camada adesiva Emulsão Camada de recobrimento
Figura 99
Filme de emulsão única.
11.4.4 Cuidados de manipulação e armazenamento do filme
Manipulação e armazenamento impróprios resultam em radiografia pobre, com artefatos que interferem no diagnostico. Cuidado para não dobrar, não criar vincos nem tenha outra manipulação sem cuidado. Mãos limpas são uma obrigação, e as loções de Mao deve ser evitadas. Em ambiente seco, a eletricidade estática pode causar artefatos característicos. Durante o processamento automático, rolo de transporte gasto ou sujo no sistema pode causar artefatos que são geralmente identificáveis por sua repetição3 O calor aumenta o velamento de uma radiografia e reduz o contraste. Consequentemente, o filme radiográfico deve ser armazenado a temperaturas mais
121
baixas do que 20ºC aproximadamente. A película nunca deve ser armazenada perto de tubulações de vapor ou de outras fontes de calor3. Armazenamento, sob circunstâncias de umidade elevada (por exemplo, acima de 60%)
igualmente
reduz
contraste
por
causa
da
nevoa
aumentada.
Consequentemente, antes de usar, o filme deve ser armazenado em lugar fresco, seco, idealmente em ambiente com climatização controlada. O armazenamento em área que esteja demasiado seca pode ser igualmente não recomendável. Os artefatos de eletricidade estativa surgem quando a umidade relativa fica, aproximadamente, abaixo de 40%3. O filme deve ser armazenado e manuseado na escuridão. O controle da luz é assegurado por uma câmera escura bem selada e por uma estrutura de armazenamento para os filmes exposto e não expostos clinicamente, como observado na Figura 100. O escaninho de armazenamento tem um sistema de fechamento que impede que as partes reservadas para filme exposto e filme não exposto sejam abertas simultaneamente, o que impede a entrada de luz na câmara escura e possível danos ao filme3.
Figura 100
Armário acoplado a câmara escura para armazenamentos de filmes expostos e não expostos.
O uso de filme radiográfico requer certa precaução na câmara escura. A maioria das luzes de segurança é de lâmpadas incandescentes com filtros coloridos; a lâmpada de segurança fornece luz suficiente para iluminar a câmara escura e, ao mesmo tempo, garante que o filme permaneça sem ser exposto3. 122
A iluminação apropriada da câmara escura não depende somente da cor do filtro, mas também da potência da lâmpada e da distância entre a lâmpada e a superfície de trabalho. Uma lâmpada de 15W não pode ficar mais próximo que 1,5 m da superfície de trabalho3. Com filme sensível a luz azul, um filtro âmbar é usado. O filtro âmbar transmite luz com comprimento de onda maior que 550 nm, que esta acima da resposta espectral do filme sensível a luz azul3. O uso de filtro âmbar causa velamento em filmes sensíveis à luz verde, Assim, um filtro vermelho é utilizado, o qual transmite somente luz com comprimento de onda acima de 600 nm e deve ser usado nessa situação. O filtro vermelho é adequado para os filmes sensíveis a luz azul e a luz verde3. Alguns filmes são empacotados em forma intercalada, com papel protetor quimicamente tratado entre cada folha de filme. Cada caixa contém a data de validade, que indica a vida útil máxima do filme3. O filme deve ser usado antes de sua data de validade, que é geralmente de um ano ou dois após a compra. O envelhecimento conduz a perda de velocidade e de contraste, e aumento no velamento3. É sempre recomendado armazenar as caixas de filme inclinadas e não deitadas, como mostrado na Figura 101. Quando armazenadas em PE e inclinadas, é menos provável que se deformem e, no caso de empacotamento não intercalado com papel protetor, é menos provável que haja aderência umas as outras ou artefatos de pressão causados pelo peso de caixas na parte superior3.
Figura 101
Posicionamento incorreto e correto das caixas de filmes radiográficos.
123
11.5 Detectores digitais e computadorizados
12 Tipos de equipamentos Vamos ver alguns tipos de equipamentos (Figuras 102 a 107) de radiologia convencional, fluoroscopia e radiologia odontológica compará-los em termos das partes que compõem cada equipamento. A Tabela 4 foi composta considerando os tipos de geradores, tubos de raios X, colimadores, a presença ou não de grades antiespalhamento e quais os sistemas receptores de imagens que podemos encontrar nestes equipamentos.
Figura 102
Equipamento de raios X convencional
124
Figura 103
Dois modelos de equipamento de raios X móvel ou transportável
Figura 104
Equipamento de raios X com fluoroscopia
125
Figura 105
Equipamento tipo arco em C (geralmente com fluoroscopia)
126
(a)
(b)
Figura 106
Equipamento odontológico intraoral ou periapical (a) móvel e (b) de parede
127
Módulo Cefalométrico Módulo Panorâmico
(a)
Cúpula
Detector
com tubo
digital
de Raios X
Seleção de técnica (b) Figura 107
Equipamento odontológico panorâmico (a) vista geral (panorâmico e cefalométrico) e (b) destaque do módulo panorâmico
128
Partes do equipamento
Geradores
Raios X Móvel
Raios X
Tabela 4: Lista comparativa entre os tipos de equipamentos de radiologia Raios X
Periapical
Odontológico
Panorâmico
Odontológico
Trifásico Alta frequencia Potencial constante
Arco em C
Monofásico
Anodo fixo
com Fluoroscopia
Anodo fixo
(Transportável)
Anodo giratório
Trifásico Alta frequência Potencial constante
Anodo giratório
Diafragma
Não possui
Convencional
Anodo giratório Catodo com dois filamentos Foco fino e grosso
Abertura variável
Não possui
Filme radiográfico Detector digital
Fenda Diafragma Abertura variável
Não possui
Filme radiográfico Detector digital
Anodo giratório ou fixo Catodo com dois filamentos ou único Foco fino e grosso ou Foco único Abertura variável
Possui
Intensificador de Imagem Detector digital
Trifásico Alta frequência Potencial constante
Tubos de Raios X
Abertura variável
Não possui
Filme radiográfico Placa de Imagem (radiografia) Intensificador de Imagem (fluoroscopia)
Monofásico Alta frequência
Colimadores
Possui
Monofásico Trifásico Alta frequência Potencial constante
Grades antiespalhamento
Sistema receptor de imagem
Filme radiográfico Placa de Imagem
Filme radiográfico Placa de Imagem
130
13
Formação de imagens
13.1 Filmes e processadoras manuais e automáticas Como dito anteriormente, os pequenos aglomerados de prata em alguns grãos no filme são determinados centros de imagem latente. Esta imagem não é visível, pois cada grão enegrecido de prata contribui muito pouco para a densidade ótica do filme. Para chegar a escala de cinza que visualizamos no filme radiográfico são necessários a contribuição de milhares de grãos enegrecidos4. O processo de transformação da imagem latente em imagem visível nada mais é que uma ampliação da quantidade de grãos de prata metálicas ja existentes nos cristais expostos pela radiação4. Essa ampliação é alcançada através de processamento químico gerado da imersão do filme radiográfico em recipientes com químicos adequados. Esses recipientes nos quais os filmes eram mergulhados mudaram ao longo do tempo e seu modo de imersão também. Antes de 1900, os filmes eram inseridos manualmente em bandejas, posteriormente em 1906 surgiram tanques com divisórias para filmes de diferentes tamanhos e em 1910 surgiram os suportes, cabides, para segurar os filmes radiográficos e facilitar o transporte de um tanque para outro com um químico diferente. Todos este processo de imersão e troca de químicos não tinha um tempo padronizado, muito menos a temperatura dos químicos. Em 1929, F.C.Martin, E.E. Smith e M.B. Hodgson recomendavam o estabelecimento de um tempo constante de processamento para uma dada temperatura baseada na taxa de esgotamento de um dos químicos6. A transformação da imagem latente para visível segue uma sequencia de processos químicos como pode ser observado na Figura 108. O processamento de filmes continuou evoluindo ao longo do tempo e processadoras automáticas foram criadas. Em 1942, o primeiro protótipo de processadora de filmes automática foi introduzido. Ela processava 120 filmes por hora com duração de 40 minutos cada. Em 1956, o primeiro sistema de transporte de filmes através de rolos foi criado, abandonando os suportes de cabide6. Em 1965, o tempo de processamento conseguiu ser diminuído para de 90 segundos através de novos químicos e novas emulsões, um aumento na temperatura de processamento (35 graus celsius), uso de filme com suporte de poliéster para melhorar o transporte em
131
rolos. Este tempo ainda abaixaria mais com a criação em 1987 de uma processadora com processamento de 45 segundos. O processamento dos filmes na processadora automática se inicia com a introdução do filme na bandeja de entrada, como observado na Figura 109. Ele será preso e transportado através de um sistema de rolos por tanques onde se encontram os químicos de revelação, fixação, a água para lavagem e um sistema de ventilação que o secará antes de devolvê-lo para o exterior da processadora. Todo esse processo tem tempo de emersão nos tanques e velocidade de transporte controlado. Assim como a temperatura e concentração dos químicos nos tanques de imersão. A temperatura do revelador é a mais crítica, sendo do mantida geralmente em 35ºC (95ºF) e bombas circulam o liquido em cada tanque para assegurar mistura adequada4.
132
Transporte manual Suporte para prender o filme e auxiliar seu transporte manual pelos quatro tanques Filme Radiográfico
1
2
1) Químico de revelação
3
4
Abundância de elétrons que se juntam aos íons de prata formando prata metálica nos cristais expostos à radiação Afetado por: -
Tempo de revelação; Temperatura e concentração do químico de revelação.
Quanto maior o tempo, temperatura e concentração, maior a formação de prata metálica. 2) Banho de parada
Remover resíduos do químico de revelação e parar a produção de prata metálica
3) Químico de fixação
Remove os cristais de haleto de prata não expostos e fixa a imagem no filme de modo que possa ser armazenada. Se a remoção for falha, restos de cristais não expostos pela radiação escurecerão ao sofrerem exposição à luz visível. Remover através de lavagem com água qualquer substância residual
4) Lavagem
deixada pelos químicos de revelação e fixação.
Resíduos de químico de fixação ocasionam descoloração do filme ao longo do tempo. - Pendurar os filmes nos cabides com uma grande distância de 5) Secagem
separação entre eles; - O ambiente deve ser livre de poeira para evitar artefatos na imagem. Filmes úmidos dificultam seu armazenamento e seu posicionamento no negatoscópio para análise da imagem
Figura 108
5
Processamento manual do filme radiográfico .
133
À medida que filmes passam pelo processamento, as reações que ocorrem entre os químicos em cada tanque e a emulsão do filme age para diminuir a concentração de alguns
químicos.
A
processadora
automática
repõe
revelador
e
fixador
impulsionando de tanques de armazenagem desses químicos Quando o filme é colocado na bandeja de inicio, é acionado um sistema que ativa a reposição de químicos4. Fabricantes de filmes radiográficos e de substancias químicas de revelação tem muito cuidadosamente estabelecido as condições ótimas de tempo, temperatura e concentração para a revelação apropriada. Podem ser esperadas ótimas condições de contraste, velocidade e velamento se as recomendações do fabricante
para
a
revelação
forem
seguidas.
O
não
cumprimento
das
recomendações do fabricante pode resultar em perdas na qualidade da imagem5. A introdução do processamento automático possibilitou alguns melhoramentos na qualidade da imagem fornecida e na dinâmica do serviço de radiologia em questão. A qualidade da imagem produzida melhorou devido a eliminação da variação no modo de processamento ocasionado pelo manuseio manual do filme por diferentes técnicos e consequentemente o numero de radiografias refeitas diminuiu, reduzindo assim à exposição do paciente à radiação. Além da redução de tempo exposto a radiação, o paciente reduziu também o tempo de espera pela sua radiografia analisada pelo médico6.
134
O banho de parada não é usado, pois o Sistema de rolos que transporta
fixador agora também exerce tal função
o filme radiográfico durante o
e os rolos ao pressionarem o filme
processamento
ajudam na sua limpeza
Filme radiográfico
Bandeja
Saída do filme Quando o filme é inserido na
em um compartimento
bandeja, o sistema de
exterior à câmara
reabastecimento de químicos
escura
e água é ativado, mantendo a quantidade de químicos apropriada para o processamento e renovando Secagem
Lavagem
Fixação
Revelação
continuamente a água utilizada na lavagem.
Sistema de circulação bombeia continuamente o revelador e o fixador, mantendo a mistura adequada para o processamento.
Sistema de circulação do revelador necessita de um filtro que retenha fragmentos da gelatina da emulsão desprendidos nas reações químicas.
Podem se unir aos rolos, produzindo artefatos na imagem. Por isso, limpar os tanques e os rolos deve ser atividade rotineira do serviço
Figura 109
Compartimentos de uma processadora automática e seus sistemas diferenciados.
13.1.1 Cuidados com o processamento
Como visto anteriormente, o processo de transformação da imagem latente em visível no filme radiográfico é um processo químico. Tal processo é regido por 135
químicos que devem ser evitados pelos trabalhadores do serviço de radiologia pois podem oferecer perigo. Então, quando uma pessoa estiver misturando soluções, trocando os tanques de reposição de químicos, limpando o sistema de transporte de rolos ou fazendo qualquer atividade que envolver o contato com os químicos do processamento, devem seguir alguns procedimentos de segurança como usar máscaras, luvas e óculos protetores. Atenção que as luvas devem ser mais espessas do que as luvas cirúrgicas normalmente utilizadas no hospital, pois os químicos possuem alta capacidade de penetração3.
13.2 Detectores computadorizados 13.3 Detectores digitais: diretos e indiretos 13.3.1 Conceitos básicos para utilização do Sistema de Comunicação e Arquivamento de Imagens Médicas (PACS)
As imagens geradas por detectores computadorizados e digitais não são geradas com a finalidade de serem fisicamente armazenadas em prateleiras ou fisicamente manuseadas como o filme radiográfico, até então empregado. Com o advento dessas novas tecnologias, foi necessária uma nova maneira de visualizar, armazenar e compartilhar tais imagens digitais. Para suprir esta necessidade, surgiu o sistema PACS (Picture archiving and communication systems). Tal sistema consiste de um arranjo conectando computadores que recebem, armazenam, transportam a imagem digital e ainda conseguem se comunicar com outros sistemas eletrônicos de informações já existentes no serviço (ex: cadastro eletrônico de pacientes) e transmitir os dados para outros hospitais ou clínicas. Deste modo, as imagens ficam armazenadas em meio eletrônico, eliminando a necessidade de área física e perda de qualidade da imagem devido ao longo tempo de armazenamento. Também proporciona um melhor atendimento de doentes residentes em áreas longe de grandes hospitais e troca de informações opiniões médicas sobre um mesmo exame sem precisar de uma reunião que os doutores precisam estar fisicamente presentes. O armazenamento em meio eletrônico também é utilizado pelos hospitais em relação a informações de histórico de pacientes, exames realizados, funcionários e de seu próprio gerenciamento interno. Os sistemas de informações eletrônicas que 136
controla isso nos hospitais são o RIS (radiology information systems), usado para ordenar e agendar procedimentos mantendo um histórico do paciente, e o HIS (hospital information systems), que além de armazenar informações médicasmantém dados de todo o gerenciamento hospitalar4,7. Para o PACS se comunicar entre seus vários computadores e com os sistemas RIS e HIS, ele tem que “falar” a mesma “língua” que eles. Por isto, protocolos padrão de comunicação são usados, e tem o nome de DICOM, faz a comunicação entre os equipamentos digitais e o PACS, e o HL-7, faz a comunicação entre o PACS e o RIS/HIS, como observado na Figura 1107.
Modalidade de aquisição de imagem (CR, DR...)
Figura 110
PACS
DICOM
RIS/HIS
HL-7
Comunicação entre equipamentos digitais e o PACS através da linguagem DICOM e do PACS com HIS/RIS através da linguagem HL-7.
Os computadores dos sistemas PACS são conectados através de redes e cada computador é conectado a uma rede por uma interface. Cada interface entre um computador e a rede é identificada por um número único chamado endereço de rede. As redes podem ser do tipo LAN, conecta computadores que são separados por uma pequena distância, como computadores de um mesmo setor/prédio ou WAN, para computadores conectados à uma longa distância, como computadores em diferentes estados7. Os computadores nas redes não são geralmente conectados diretamente um ao outro, possuem dispositivos chamados pontes, roteadores ou dispositivos de seleção que recebem a informação e transmitem para o endereço de destino correto. Esses dispositivos ajudam a evitar o congestionamento de informação em uma rede de grande porte, para que todos os computadores não recebam a informação transmitida, e sim somente o computador endereçado4. Como nesta rede circula informações importantes e confidencias, é necessário ter uma 137
segurança, uma barreira que impeça alguém não autorizado de ter acesso a esses dados, isto é chamado de firewall.
13.4 Armazenamento das imagens Um dos destinos das informações transmitidas via rede é seu armazenamento eletrônico. Este armazenamento pode ser de três formas: online, nearline e off-line. Em um armazenamento online a informação é disponibilizada imediatamente, porém fica presa à memória RAM do computador, que tem pouca capacidade de armazenamento, e seu acesso ao conteúdo é perdido quando o computador é desligado. O armazenamento nearline é feito através da junção de diversos discos magnéticos ou ópticos para funcionarem como um único disco, isto é conhecido como RAID (redundant array of independente disks), possuindo assim uma capacidade de armazenamento maior através de dispositivos de armazenagem baratos, e um acesso automático às informações, porém não tão rápido. O armazenamento off-line é realizado por discos ópticos ou fitas magnéticas que necessitam de uma área física (ex: prateleiras) para seu armazenamento.E, não possuem acesso automático às suas informações, necessitando de uma pessoa para localizar estes dispositivos e inseri-los em um sistema de leitura4,7. A capacidade de armazenamento de um computador é representada em bits. Os bits são a linguagem utilizada pelos computadores, representam todas as informações que ele possui e que inserimos nele, e esta linguagem é convertida em letras e outros caracteres para facilitar a nossa compreensão e lidarmos melhor com esta tecnologia. O bit é um número binário, ou seja, ele é representado por dois números, 0 e 1. Porém, estes dois números podem ser representados em duas diferentes combinações, como 01 e 10. Já dois bits podem ser representados em quatro diferentes configurações, como 00, 01, 10 e 11. Então, podemos representar o número de bits na base 2, 2N, sendo N o número de bits. O conjunto de 8 bits correspondem a 1 byte, então, concluímos que 1 byte = 256 bits pois 28 = 256. A unidade usualmente utilizada para descrever a capacidade de armazenamento dos computadores é o kilobytes , que representa 10 bits, ou seja, 10254 bytes, a terabytes (240 bytes = 1024 gigabytes)4. A taxa de transferência de informações através das redes para seu armazenamento e outras localidades é dada em megabits (106 bits por segundo) ou gigabits (109 bits por segundo). E a máxima taxa de transferência necessária é chamada de 138
comprimento de banda (bandwith), e varia de acordo com a modalidade empregada (radiologia digital, mamografia digital, entre outras) e a quantidade de imagens geradas por ela.
13.5 Visualização e manipulação de imagens Quando um exame é feito em uma modalidade digital, a imagem gerada necessita de um monitor dedicado para sua visualização, chamado de estação de trabalho. Esta estação possibilita a visualização imediata da imagem, de modo que o técnico possa verificar se as estruturas desejadas apareceram no exame e este necessita ser repetido antes da imagem ser enviada para outras estações de trabalho em que o médico irá laudar. As estações de trabalho também oferecem recursos para manipulação da imagem digital gerada. O usuário então pode ajustar a imagem de modo que se adeque aos seus padrões de qualidade. Algumas funções possíveis de manipulação na imagem são o janelamento (alterar a escala de cinza da imagem), destaca e cortar regiões, medir distâncias entre estruturas e anotar diretamente na imagem. Como
visto
anteriormente,
a
“linguagem”
entendida
pelo
computador
é
representadas por bits, que são números. Então, as imagens digitais geradas também são compostas por números e tem seu volume de informação representado em bytes, que variam de modalidade para modalidade. Geralmente números maiores são atribuídos a regiões que os raios X não tiveram grande poder de penetração e são representadas por uma coloração mais clara. O janelamento da imagem se da por meio do ajuste da largura da janela (o intervalo dos números que compõe a imagem) normalmente representado na estação de trabalho por WW (window width) e ajuste no nível da janela (o centro desse intervalo de números) normalmente representado na estação de trabalho por WL (window level). Ao se elevar o centro de um intervalo fixo de número, a imagem terá mais números abaixo do centro, ou seja, números menores, deixando-a mais escura. Já, se diminuirmos o centro para um dado intervalo fixo, a imagem terá mais números acima do centro, ou seja, números de valores maiores, deixando-a mais clara, como observado na Figura 1117.
139
WW (window width)
A cada tom de cinza é
Intervalo de tons de cinza da imagem
atribuído um número. No caso deste exemplo, quanto maior o número, mais claro o tom
-1500
0
+1500
WL (window level) Tom de cinza central da imagem
Deslocar o centro para a esquerda
Deslocar o centro para a direita
(diminuir o valor atribuído a seu tom de cinza)
(aumentar o valor atribuído a seu tom de cinza)
A imagem terá mais números acima do
A imagem terá mais números abaixo do
centro, ou seja, números de valores
centro, ou seja, números menores,
maiores, deixando-a mais clara
deixando-a mais escura
Figura 111
Manipulação imagem
13.6 Impressao de imagens Apesar de a imagem gerada ser digital e o grande objetivo do sistema PACS é poder armazená-la em meio eletrônico, há alguns serviços médicos que tem como protocolo imprimir estas imagens digitais. Atualmente, impressoras a laser são utilizadas para impressão das imagens em filmes.
140
O funcionamento destas impressoras consiste de um feixe laser focado por lentes que o direcionam ao filme.
A luz desse laser é geralmente vermelha e sua
intensidade ao longo das regiões do filme é modulada de acordo com o valor do número atribuído a imagem digital naquela região4. Deste modo, a imagem produzida tem seus tons de cinza de acordo com o reproduzido na estação de trabalho pela imagem digital, como observado na Figura 112.
Figura 112
Funcionamento impressora a laser
141
Referências: 1
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Textos, 2010 2
EISBERG, R., RESNICK, R., Física Quântica – átomos, moléculas. Sólidos,
núcleos e partículas. Rio de Janeiro: Campus,1994 3
BUSHONG, S. C., Ciência Radiológica para tecnólogos – Física, Biologia e
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BUSHBERG, J. T. et al. The essencial physics of medical imaging. 2. ed.
Philadelphia: Lippincott Williams & Wilkins, 2002 5
CARROL, Q. B. Fuchs's Radiographic Exposure Processing and Quality
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III CURRY, T. S.; DOWDEY, J. E.; MURRY, R. C. Cristensen's Introduction to
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Imaging. Madison: Medical Physics Publising, 1997. 10
SEERAM, E. Digital Radiography: An Introduction. Estados Unidos: Delmar
Cengage Learning, 2011.
142
