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5 Equipamentos de raios-X para diagnóstico Uma parte importante da Física das Radiações, num curso de Radiologia tem

que estar, necessariamente, relacionada com o modo de funcionamento do equipamento utilizado, dos princípios físicos que lhe estão subjacentes, das suas limitações e das suas características. Neste quinto capítulo pretende-se, precisamente, referir estes aspectos com o detalhe necessário para a compreensão dos factores e a forma como estes poderão influenciar a qualidade das imagens.

5.1. O tubo de raios-X

Neste sub-capítulo optou-se por, antes de mais, compreender o funcionamento dos tubos de raios-X. Não terá sido por acaso que na contextualização histórica feita no sub-capítulo Erro! A origem da referência não foi encontrada. se omitiu a descoberta dos raios-X. Na verdade, também ela contribuiu para a aceitação do modelo de Böhr, uma vez que estava de acordo com as suas previsões. No entanto, parece ser mais oportuno detalhar esse assunto neste momento.

Os raios-X foram descobertos por Röntgen em 1895 ao aperceber-se que ao trabalhar com um tubo de Crookes (aquele que deu origem aos raios catódicos, ver Figura 1) uma folha de platinocianeto de bário (uma espécie de película fotográfica) que recobria um papel colocado fora do tubo ficava florescente (ver Figura 2). Aliás, este fenómeno verificava-se mesmo quando a parte do lado do papel era virada para o tubo. Após intercalar vários objectos entre o tubo e a película e observar que o feixe atravessava esses objectos, embora, em determinadas circunstâncias, se atenuavam, acabou por realizar a primeira radiografia da história colocando a mão entre o tubo e a película fotográfica (ver Figura 3). Admirado com a descoberta e não fazendo ideia da origem de tais radiações, decidiu chamar-lhes raios-X.

a) b)

Figura 1 – Tubos de Crookes. a) Esquema: A corresponde a uma pequena diferença de potencial,

suficiente para aquecer o filamento C (cátodo) e B a uma diferença de potencial elevada entre C e P

(ânodo) com o objectivo de acelerar os electrões provenientes do cátodo. M representa a máscara

que permitiu a Thomson associar aos raios catódicos uma natureza corpuscular. b) Fotografia de

uma adaptação de um tubo de Crookes do final do século XIX. (Retirado de:

http://www.answers.com/topic/crookes-tube, em 28 de Outubro de 2008).

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Figura 2 – Ilustração da fluorescência provocada por um tubo de Crookes, proveniente da

existência dos raios-X. (Retirada de: http://www.colegiosaofrancisco.com.br/alfa/energia-

nuclear/imagens/energia-nuclear99.jpg, a 28 de Outubro de 2008).

Figura 3 – Primeira radiografia tirada por Röntgen, após a descoberta dos raios-X. (Retirado de:

http://www.worldsfamousphotos.com/2007/03, em 28 de Outubro de 2008)

Antes mesmo de compreender a natureza dos raios-X, ir-se-á referir a

constituição dos modernos tubos de raios-X, com particular ênfase para aqueles que são utilizados em diagnóstico. Facilmente de admite que as suas principais características poderão ser resumidas nos seguintes pontos:

• Devem produzir um número de raios-X suficiente para construir a imagem num curto intervalo de tempo.

• Devem permitir o controlo da energia dos raios-X. • A produção dos raios-X deve ser reprodutível. • Devem cumprir todas as normas de segurança e economia em vigor. Tendo em conta estas exigências e em poucas palavras, é possível descrever um

tubo de raios-X como sendo constituído por um recipiente cheio de óleo, utilizado principalmente para dissipar calor, no interior do qual existe uma câmara em vácuo que contém um filamento - o cátodo, um ânodo e um alvo (ver Figura 4). O filamento, uma vez aquecido, liberta electrões que são acelerados (através de uma diferença de potencial entre o ânodo e o cátodo) e projectados contra um alvo. Da interacção dos electrões com o material do alvo resultam os raios-X cuja proveniência irá ser compreendida mais tarde.

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Figura 4 – Esquema de um tubo de raios-X. O invólucro apresentado poderá ser de vidro ou

metálico, o tubo deverá encontrar-se em vácuo por forma a aumentar a eficiência de produção dos

raios-X (quanto melhor for o vácuo, maior será o número de electrões que embatem no alvo) e todo

o dispositivo deverá estar coberto por um revestimento protector que evita simultaneamente danos

mecânicos, choques eléctricos e libertação de raios-X indesejáveis. (Adapt. de: W.R. Hendee, E.R.

Ritenour, 1992).

Seguidamente, descrever-se-á com um pouco mais de detalhe cada um destes

componentes e o circuito eléctrico que os alimenta. Relativamente ao revestimento que contém o tubo e no interior do qual, como já

se referiu, se encontra óleo, tem como funções a protecção mecânica do tubo, evitar o sobreaquecimento do mesmo (dissipando calor através do óleo), prevenir descargas eléctricas para o exterior e servir de barreira para alguma radiação que consiga atravessar o tubo. Contém ainda as junções eléctricas necessárias para aplicar diferenças de potencial no tubo e uma janela transparente aos raios-X que permite a passagem do feixe proveniente do alvo.

Figura 5 – Revestimento de um tubo de raios-X utilizado em imagens médicas (Retirado de:

http://health.siemens.com/med/rv/images/tubes_faqs/housing.jpg, a 4 de Novembro de 2008).

O filamento, que funciona como cátodo é um pequeno enrolamento de

tungsténio dopado com tório que é percorrido por uma corrente na ordem dos amperes e que, por emissão termoiónica, liberta electrões. Na verdade, o facto do filamento ser percorrido por uma corrente eléctrica, faz com que este aqueça por efeito de Joule. Esta energia é então suficiente para libertar da atracção nuclear os electrões das últimas camadas. As propriedades do tungsténio são adequadas a esta função, por um lado porque possuem uma alta probabilidade de ocorrência do efeito termoiónico (acrescida

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pelo facto de se encontrar dopado por tório), por outro, tem uma temperatura de fusão muitíssimo elevada (3410ºC). Deve ainda fazer-se notar que os equipamentos de raios-X para efeitos de diagnóstico possuem, em geral, dois filamentos que correspondem a diferentes dimensões do foco (ver Figura 6). Por fim, há ainda a referir que os electrões libertados pelos filamentos teriam tendência para se dispersarem (devido às repulsões entre eles), por este motivo, são colocados num encaixe metálico ao qual está aplicado um potencial negativo que os repele, focalizando-os, deste modo, num cone de pequenas dimensões (ver Figura 7).

Figura 6 – Esquema de dois filamentos associados a um tubo de raios-X. (Retirado de:

http://health.siemens.com/med/rv/images/tubes_faqs/housing.jpg, a 4 de Novembro de 2008).

Figura 7 – Esquema do revestimento que envolve o(s) filamento(s) e, encontrando-se a um potencial

negativo, foca os electrões, ou seja, confina-os a um determinado ângulo sólido. (Retirado de:

http://compepid.tuskegee.edu/syllabi/clinical/small/radiology/image3.2.gif, a 4 de Novembro de

2008).

Tendo em conta a explicação anterior, é fácil admitir que quanto maior for a

corrente que se impõe no cátodo maior será o número de electrões emitidos e, consequentemente, maior será a intensidade do feixe de raios-X obtido. Por este motivo, deve enfatizar-se duas questões: a primeira é que essa corrente é precisamente um dos parâmetros que é possível controlar na consola a que o técnico tem acesso; a segunda é que há um limite a partir do qual, por maior que seja a corrente imposta, o número de electrões libertados não aumenta, uma vez que se atinge a saturação do material de que o filamento é constituído. Ou seja, a corrente electrónica que se estabelece e que é na ordem do mA, é, obviamente, limitada (Figura 8).

Continuando a descrever as várias componentes do tubo de raios-X, considere-se o ânodo como sendo o eléctrodo que se encontra sujeito a um potencial positivo e que, portanto, atrai os electrões libertados no cátodo, acelerando-os contra o alvo. É evidente que quanto mais elevada for a diferença de potencial entre o ânodo e o cátodo, mais acelerados serão os electrões, maior será a sua energia cinética ao embater no alvo e, por conseguinte, maior será a energia dos fotões constituintes dos raios-X. Chame-se a atenção para o facto de ser necessário que este material seja um excelente dissipador térmico. Considerando que 99% da energia cinética dos electrões é transformada em calor, é fácil compreender a relevância desta propriedade. Assim, os principais materiais

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usados como ânodo são: o cobre, o molibdénio e a grafite. O ânodo tem também a função de servir de suporte ao alvo (material de encontro ao qual os electrões são acelerados para a produção dos raios-X). Nesse contexto, pode ainda acrescentar-se que, embora existam ainda ânodos fixos, utilizados em situações clínicas específicas, a maior parte deles é rotativa, ou seja, o alvo roda, por forma a que o feixe de electrões não incida sempre na mesma região e seja mais fácil a dissipação do calor. Este tipo de ânodos permite correntes electrónicas mais elevadas e maiores tempos de exposição.

Figura 8 – Gráfico da corrente que circula entre o cátodo e o ânodo em função da diferença de

potencial entre os dois (a unidade kVp – kiloVolt pico tem o significado de máxima diferença de

potencial aplicada, ou seja, como a tensão ou diferença de potencial não é completamente contínua1

esta unidade corresponde ao seu valor máximo). As três curvas representadas correspondem a

diferentes correntes que circulam do filamento. (Adapt. de S. C. Bushong, 2001).

Quanto ao material dos alvos é habitualmente o tungsténio, por ter um elevado

número atómico e, consequentemente, uma boa eficiência na produção de raios-X, como se compreenderá adiante; possuir uma muito boa condução térmica; e um elevado ponto de fusão, tal como já foi referido anteriormente. Existem, no entanto, aplicações específicas onde são necessárias energias menores onde se usam alvos de molibdénio ou de ródio.

Por fim, deve ainda ter-se em atenção que um outro factor a ter em consideração no funcionamento do tubo de raios-X as dimensões do seu foco. A este respeito já se referiu o papel do encaixe onde estão posicionados os filamentos anódicos, mas deve também ter em atenção a vantagem em colocar o alvo com um ângulo adequado de forma a diminuir o tamanho aparente do feixe de raios-X (Figura 9).

O último ponto a descrever neste sub-capítulo será o circuito eléctrico que alimenta as várias componentes do tubo. Antes de mais, deve esclarecer-se, de uma forma clara, e tendo em conta o que foi discutido nos parágrafos anteriores, as várias diferenças de potencial que são necessárias estabelecer para que o tubo funcione. Assim, há a considerar:

1. A diferença de potencial a que se sujeita o cátodo (filamento) e que é responsável pela intensidade da corrente que o percorre.

2. A diferença de potencial a que se coloca o encaixe no qual se encontra(m) o(s) filamento(s).

3. A diferença de potencial entre o ânodo e o cátodo.

1 Este assunto será discutido um pouco mais adiante.

mA Corrente de saturação

Pontos de saturação

Corrente no filamento

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Figura 9 – Esquema ilustrativo da dependência da largura efectiva do foco com o ângulo do alvo

(Adapt. de: http://www.azom.com/work/H7CE678zntY2LubA3ut2_files/image005.gif, a 7 de

Novembro de 2008.)

Em qualquer destes três casos é de esperar que a diferença de potencial a aplicar

não seja a da rede eléctrica existente habitualmente em ambiente hospitalar. Ou seja, é necessário, adequá-la às necessidades através de transformadores (ver sub-capítulo 1.8). Para além disso, como se irá deixar claro, em alguns destes casos, a diferença de potencial a aplicar não poderá ser alternada (como o é a rede hospitalar ou aquela que alimenta as tomadas das nossas casas), o que envolve transformar não apenas o seu valor, mas também a sua frequência, tornando a diferença de potencial, tanto quanto possível, contínua.

Comece-se, pois, por analisar o que se passa ao nível do filamento. Uma vez que o que se pretende neste caso é apenas aquecer o filamento, a diferença de potencial aplicada poderá ser alternada e terá apenas que sofrer alteração no seu valor (na verdade o valor é diminuído). Como já foi visto, este processo pode ser conseguido através de um transformador. Há, no entanto, um detalhe a considerar-se: deve ter-se em mente que se pretende ter a possibilidade de modificar a corrente electrónica gerada. Assim, é necessário que se coloque uma resistência variável em série com o transformador utilizado que permita modificar a corrente a aplicar no circuito (ver elementos 7 e 8 da Figura 10) e, deste modo, controlar a intensidade do feixe electrónico gerado e consequentemente o feixe de raios-X.

Já quanto à diferença de potencial a estabelecer entre o cátodo e o ânodo a situação é bastante mais complicada. Repare-se que é estritamente necessário que o cátodo se encontro constantemente a um potencial eléctrico mais baixo do que o ânodo, para garantir a unidireccionalidade dos electrões. Exigência que não é garantida por uma diferença de potencial alternada. Por este motivo, para além de ser necessária a utilização de um transformador que aumente o valor da tensão (ou diferença de potencial – componentes 3 e 5 da Figura 10), é ainda necessário encontrar um mecanismo para que esta seja contínua (componente Figura 10). Porém, deve ter-se em atenção que esta rectificação está apresentada neste circuito de uma forma muito simplificada e, na verdade, pode ser bastante complexa.

ânodo

ângulo

largura efectiva do foco

cátodo

feixe de electrões

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Figura 10 – Esquema do circuito eléctrico que alimenta o tubo de raios-X. (Adapt. de:

http://whs.wsd.wednet.edu/faculty/busse/mathhomepage/busseclasses/radiationphysics/lecturenotes

/chapter5/chapter5.html, a 7 de Novembro de 2008.) 1. Diferença de potencial ou tensão alternada

proveniente da rede eléctrica local. 2. Interruptor que determina o tempo de exposição. 3.

Auto-transformador: este transformador está ligado à rede e tem várias saídas para que o operador

possa escolher a diferença de potencial que pretende impor entre o ânodo e o cátodo. 4. Este

circuito só se encontra ligado quando o interruptor assim o determina, pelo que é o controlador do

tempo de exposição. 5. Transformador que aumenta a tensão de modo a se obter valores

apropriados para aplicar entre o ânodo e o cátodo. 6 Circuito rectificador: este circuito transforma

tanto quanto possível a tensão alternada proveniente do transformador 5. em tensão contínua e

será alvo de discussão mais aprofundada em seguida. 7. Resistência variável que determina o valor

da tensão aplicada ao filamento e, por conseguinte, a corrente a que este fica sujeito. 8.

Transformador que diminui a tensão a aplicar ao filamento. 9. Tubo de raios-X. 10. Rotor ligado ao

ânodo que é responsável pela rotação do alvo.

De facto, ao nível da criação dos raios-X, enumeram-se, geralmente, 5 formas de obter diferenças de potencial para alimentar o ânodo e o cátodo, tendo em conta que, tal como já se referiu, esta tem que ter sempre a mesma polaridade, para que os electrões se dirijam constantemente na mesma direcção:

a) Aquela que rectifica apenas meia onda (ver Figura 11). Neste caso, é utilizado um díodo, componente eléctrico que só permite a passagem da onda numa direcção. Em seguida, utiliza-se um condensador que alise o potencial. A maior desvantagem deste procedimento a sua ineficiência, perdendo-se a energia contida no ciclo negativo.

Figura 11 – Esquema das alterações sofridas por ondas sinusoidais de tensão, após rectificação de

meia onda. (Adapt. de:

http://macao.communications.museum/por/exhibition/secondfloor/MoreInfo/2_16_0_DiodeLab.htm

l, a 7 de Novembro de 2008.)

Circuito eléctrico principal

Primário (baixa tensão)

Secundário (alta tensão)

Circuito do filamento

Ventrada Vsaída

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b) A chamada rectificação de onda completa (que é, aliás, a que se encontra esquematizada na Figura 10), onde um circuito ao qual se dá o nome de ponte de díodos torna positivos os ciclos negativos da tensão alternada que são, uma vez mais, alisados através da aplicação de condensadores (ver Figura 12). Neste caso, apesar de se aumentar a eficiência, continua a não se obter uma tensão contínua, obtendo-se, de qualquer das formas, uma tensão pulsada.

Figura 12 – Esquema de uma onda rectificada, seguida de alisamento. (Adapt. de:

http://macao.communications.museum/por/exhibition/secondfloor/MoreInfo/2_16_0_DiodeLab.htm

l, a 7 de Novembro de 2008.)

c) Aquela que usa geradores trifásicos, isto é, geradores que usam rede trifásica (onde três ondas sinusoidais desfasadas de 120º cada uma estão disponíveis). Neste caso, as três ondas são primeiramente feitas interferir, em seguida, amplificadas, e, finalmente, rectificadas, como se pode observar na Erro! A origem da referência não

foi encontrada.. Estes geradores produzem tensão com um nível contínuo bastante melhor do que os anteriores, mas são também mais caros.

Figura 13 – Esquema do procedimento realizado para a obtenção de alta tensão contínua a partir

de um circuito trifásico. (Adapt de: http://www.e-radiography.net/radtech/g/generator_3.htm, a 7

de Novembro de 2008.)

Vsaída Vsaída

Ondas provenientes de um circuito trifásico

Interferência das três ondas

Transformador

Rectificador

Esquema das ondas obtidas

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d) Aquela a cujos geradores se dá o nome de geradores de alta frequência. Neste caso, sem entrar em pormenores detalhados sobre os circuitos electrónicos que permitem construir estes geradores, pode dizer-se que são necessários seis passos até se obter o nível contínuo que se pretende (tal como está ilustrado na Figura 14): i) À tensão alternada da rede aplica-se um rectificador de onda completa. ii) Em seguida, através do uso de condensadores alisa-se a onda obtida (ver Figura 12). iii) Na terceira etapa, são utilizados circuitos inversores, cuja função é transformar corrente contínua em ondas quadradas de alta frequência. iv) Essas ondas são depois disso transformadas, por forma a aumentar a sua intensidade. v) São rectificadas, ou seja, passam a ter apenas valores positivos. vi) E, por fim, alisadas. Este alisamento é muito mais eficiente do que o dos restantes geradores devido às elevadas frequências obtidas através deste processo.

Figura 14 – Representação dos diferentes passos envolvidos na produção de tensão contínua num

gerador de alta frequência. (Adapt. de: http://www.e-radiography.net/radtech/g/generator_3.htm, a

7 de Novembro de 2008).

5.2. O espectro de raios-X Um feixe de raios-X é caracterizado pela sua intensidade (encontra-se em

alguma bibliografia referida como quantidade do feixe), cuja unidade se recorda é o röntgen (na maior parte das vezes utiliza-se a subunidade – o miliröntgen) e pela sua energia (também denominada na mesma bibliografia como qualidade) que como se sabe, tem como unidade do sistema internacional o joule, mas que, no entanto, ao nível dos raios-X, é muitas vezes traduzida em electrãovolt. É, pois, acerca da produção de raios-X, da sua caracterização, nomeadamente no que toca a estas duas grandezas e da forma como elas se relacionam com os parâmetros relativos ao tubo de raios-X a que se aludiu no sub-capítulo anterior que este sub-capítulo se debruça. Comece-se por se perceber de que forma os electrões acelerados pela diferença de potencial entre o ânodo e o cátodo interagem com a matéria de que é composta o alvo ao embaterem nele. Ao contrário do que se poderia esperar, o principal efeito do bombardeamento do alvo pelos electrões é a produção de calor, o que faz com que os tubos de raios-X tenham eficiências muito baixas (embora essa eficiência seja dependente da diferença de potencial entre o cátodo e o ânodo, ou seja, da energia cinética dos electrões, tipicamente, apenas 1% dessa energia é utilizada na produção de raios-X). Os electrões penetram muito pouco no alvo, desaceleram e ficam finalmente em repouso. Durante esse percurso interagem com outros electrões que preenchem as

Tensão de entrada Rectificação Alisamento

Aplicação de um circuito inversor

Amplificação Rectificação Alisamento

Tensão aos terminais do tubo de raios-X

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orbitais dos átomos e com os próprios núcleos, originando diferentes fenómenos. Sobre este aspecto, o que se verifica, é que a maior parte da energia cinética dos electrões provenientes do cátodo é transferida para os electrões das camadas mais externas dos átomos excitando-os para estados de energia mais elevados. Ora quando esses electrões regressam ao seu estado inicial, libertam radiação electromagnética na gama do infravermelho (ou seja, libertam calor sob a forma de radiação), sendo este o principal mecanismo de libertação de calor para o exterior e de perda de energia dos electrões (ver Figura 15).

Figura 15 – Esquema do processo pelo qual a maior parte dos electrões acelerados pela diferença de

potencial entre o ânodo e o cátodo transferem energia para o alvo: estes electrões interagem com os

electrões das camadas mais externas dos átomos do alvo e colocam-nos num estado excitado. Estes,

ao regressarem ao estado fundamental, emitem radiação infravermelha que é, como se sabe, uma

forma de transferência de calor. (Adapt. de: S. C. Bushong, 2001).

Os electrões provenientes do cátodo podem ainda interagir com os electrões dos átomos do alvo que se encontram em camadas mais internas, ionizando-os. Quando este processo ocorre, são os electrões que se encontram nas camadas mais externas que vêm ocupar o lugar deixado vago pelo electrão ionizado (ver Figura 16). Obviamente que a energia libertada neste processo é muito maior, corresponde, portanto a uma frequência superior. Neste caso, a radiação libertada corresponde à gama dos raios-X e é característica da composição do alvo, uma vez que, como se observou no Capítulo 3, a cada elemento estão associados determinados níveis energéticos de tal forma que transições entre cada um desses níveis corresponde a riscas específicas dos espectros de absorção e de emissão.

Figura 16 – Esquema através do qual se obtém as riscas características do espectro de raios-X.

(Adapt. de http://www.ikp.uni-koeln.de/research/pixe/bildchen/p_bomb1.jpg, a 12 de Novembro de

2008).

Electrões acelerados

Vácuo Alvo

Átomos do alvo

Núcleo

atómico

Electrão proveniente do cátodo ou electrão secundário

Electrão ionizado Raio-x

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É de notar que os electrões assim ionizados poderão, eles próprios, virem a ser responsáveis por novas interacções que resultem em libertação de calor segundo o primeiro processo descrito, ionizando outros electrões ou gerando o chamado espectro contínuo a que se aludirá em breve. É ainda importante fornecer informação acerca da denominação que se adopta para as riscas obtidas através do processo ilustrado na Figura 16. Antes de mais as camadas são denominadas K, L, M, N, P, O…, correspondentes aos números atómicos principais 1, 2, 3, 4, 5, 6… As riscas que provêm de transições electrónicas em que o electrão vai ocupar a camada K adquirem essa denominação, se esse electrão provier da camada imediatamente anterior (neste caso, da camada L) tem o índice α, se for da camada anterior (M), será β, γ da anterior (N) e assim sucessivamente (ver Figura 17).

Figura 17 – Esquema da denominação e do processo pelo qual se obtêm as riscas características do

espectro de raios-X. (Adapt. de: http://www.bruker-

axs.de/fileadmin/user_upload/xrfintro/sec1_1.html, a 13 de Novembro de 2008).

Sempre que existe uma aceleração ou desaceleração de uma partícula carregada devido à presença de um campo eléctrico, ocorre libertação de radiação electromagnética. Desta forma quando electrões com uma determinada energia cinética seguem numa trajectória que passa próxima de um núcleo atómico, a primeira tendência é ser atraído por ele, devido ao facto de terem cargas de sinais opostos e, posteriormente, divergem na sua trajectória desacelerando. Do balanço deste fenómeno resulta uma diminuição da energia cinética do electrão que se converte em radiação electromagnética na gama dos raios-X. A este tipo de radiação, cujo mecanismo está ilustrado na Figura 19 dá-se o nome de radiação de Bremsstrahlung e é responsável pelo espectro contínuo dos raios-X (ver Figura 20).

Figura 18 – Riscas características do espectro de raios-X do tungsténio. (Adapt. de: S. C. Bushong,

2001).

Energia (keV)

Linhas K

Linhas L

Intensidade (unidades arbitrárias)

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Figura 19 – Ilustração do fenómeno que explica a emissão de raios-X por via do fenómeno da

radiação de Bremsstrahlung. (Adapt. de: http://www.umich.edu/~radinfo/images/xray.gif, a 13 de

Novembro de 2008).

Figura 20 – Espectro de raios-X obtido com um tubo alimentado por uma diferença de potencial

ânodo/cátodo de 100 kV e com um alvo de tungsténio que fazia com a perpendicular à trajectória

dos electrões um ângulo de 13º. (Adapt. de: S. C. Bushong, 2001).

Tendo em conta o que foi já descrito relativamente à produção de raios-X, são compreensíveis os factos de a radiação de Bremsstrahlung apresentar um espectro contínuo e de o espectro característico do elemento do alvo ser discreto. No primeiro caso, a variação da energia cinética dos electrões pode ser qualquer (daí a continuidade do espectro), enquanto que no segundo é exigido que a energia tenha valores específicos e, portanto, o espectro exiba valores discretos. Relativamente a estes dois pontos, para além dos aspectos que irão ser discutidos um pouco mais adiante e que se prendem com a forma como o espectro obtido se relaciona com as características dos parâmetros que alimentam o tubo que lhes dá origem, cumpre chamar a atenção para dois factos: o primeiro é que os valores mínimo e máximo da energia do espectro terá necessariamente que estar relacionado com a gama de energias que o feixe de electrões comporta o que implica que a energia mínima seja zero e que máxima coincida com a tensão máxima aplicada entre o ânodo e o cátodo multiplicada pela carga do electrão. Além disso, é igualmente óbvio que as riscas características que aparecem no espectro sejam também as que são abrangidas por essa mesma gama de energias. Estude-se um pouco mais em pormenor a forma como o espectro se relaciona com os parâmetros manipuláveis pelo operador. Comece-se por averiguar o que acontece quando a alimentação no filamento faz com que o nº de electrões que se libertam do cátodo suba para o dobro. Nestas condições, é compreensível que a intensidade do feixe de raios-X aumente também duas vezes, observando-se que o espectro ocorre dentro da mesma gama de energias mas que, em todas elas, duplica a sua intensidade (ver Figura 21).

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Figura 21 – Efeito que provoca no espectro o aumento da corrente electrónica que se liberta do

cátodo (filamento do tubo) por efeito termoiónico. (Adapt. de: S. C. Bushong, 2001).

No que respeita às alterações na diferença de potencial que se impõe entre o ânodo e o cátodo verifica-se que estas afectam tanto a intensidade do espectro, como a sua gama de energias. Repare-se que esta observação era bastante espectável uma vez que, por um lado, o aumento dessa tensão provoca uma maior energia cinética nos electrões, uma vez que lhe confere uma maior aceleração, por outro, faz com que seja maior o número de electrões que embatem no alvo por unidade de tempo. Relativamente ao primeiro efeito, aceita-se que a intensidade total (área abaixo da curva do espectro) aumenta com o quadrado da tensão. Quanto ao segundo, a maior energia registada no espectro continua a ser numericamente igual ao produto da tensão pela carga do electrão (ver Figura 22). De referir ainda que o efeito no aumento da intensidade é mais pronunciado nas energias mais elevadas como se pode observar na mesma figura.

Figura 22 – Efeito que provoca no espectro o aumento da diferença de potencial imposta entre o

ânodo e o cátodo. (Adapt. de: S. C. Bushong, 2001).

Em alguns casos é necessário colocar entre o feixe de raios-X e o doente atenuadores (a este procedimento dá-se o nome, em alguma bibliografia de filtragem – termo que não é muito adequado, pois este deve ser aplicado em situações em que apenas se deixa passar determinados valores de energia e não outros…). Neste texto, usar-se-á, então, nesta situação o termo de atenuação ao processo através do qual a intensidade da radiação dos raios-X é diminuída devido à interposição de um material entre o feixe e o doente. Essa atenuação que segue, obviamente, a Erro! A origem da

referência não foi encontrada. já referida no sub-capítulo 3.5 depende da energia, uma vez que o coeficiente de atenuação introduzido nesse momento do texto varia com a energia. Deste modo, verifica-se que a atenuação é mais acentuada para valores mais

Energia (keV)

Inte

nsid

ade

(nº

de f

otõe

s)

Energia (keV) Inte

nsid

ade

(nº

de f

otõe

s)

58

baixos de energia do que para valores mais elevados, como, aliás, está ilustrado na Figura 23. Como seria de esperar, tanto a gama de energias do espectro como a localização das riscas características mantêm-se inalteradas e verifica-se apenas uma diminuição na intensidade que não é idêntica em todas as energias, conforme já se discutiu.

Figura 23 – Efeito que provoca no espectro a introdução de um absorvedor entre o feixe e o doente.

(Adapt. de: S. C. Bushong, 2001).

Como seria espectável, os espectros de raios-X variam de uma forma muito significativa com o elemento de que é composto o alvo. A alteração mais significativa é, como se pode observar na ?? a aumento da intensidade do feixe com o número atómico do elemento. Relativamente à radiação de Bremsstrahlung verifica-se que a esta é tanto maior quanto maior for o número atómico, ou seja, a perda de energia cinética dos electrões por travagem devido à presença de campos eléctricos (principalmente devido ao campo eléctrico criado pelos núcleos) é tanto mais eficiente quanto maior for o número atómico. Quanto ao espectro discreto (riscas características) sofre um desvio muito significativo para a direita (energias mais altas) para os elementos de maior número atómico. Este fenómeno é bastante simples de explicar uma vez que os electrões das camadas mais internas de átomos com maiores números atómicos apresentam energias de ligação superior implicando energias características também elas maiores. Há ainda um último factor a considerar no que respeita à produção de raios-X que não está directamente relacionado com a forma do seu espectro, mas com a sua eficiência, ou seja, com o conjunto das duas variáveis que o caracterizam: intensidade e energia. No sub-capítulo anterior terminou-se com algumas considerações sobre qual a melhor forma de obter uma diferença de potencial o mais contínua e estável possível a partir da tensão fornecida pela rede eléctrica disponível. A Figura 25 e a Figura 26, mostram de forma inequívoca como esse aspecto é importante na qualidade do feixe de raios-X obtido. Na Figura 25 é possível comparar o aspecto que a curva da intensidade e da energia dos raios-X adquire em função da diferença de potencial que é aplicada entre o ânodo e o cátodo, desta feita, utilizando uma onda totalmente rectificada, mas sem alisamento. Observa-se que, de facto, apenas para valores de potencial muito próximos do máximo o feixe atinge o seu desempenho máximo. Para se avaliar a melhoria conseguida quando se utilizam geradores mais sofisticados basta observar a Figura 26. Como está patente na figura citada, embora o espectro mantenha a mesma gama de energias e a mesma forma de onda, é óbvio o aumento da sua intensidade, sendo este mais patente em energias mais elevadas e modo que o máximo de intensidade passa a ocorrer para energias superiores em geradores que permitem uma diferença de potencial entre o ânodo e o cátodo com menos flutuações.

Energia (keV)

Inte

nsid

ade

(nº

de f

otõe

s)

Absorvedor de Al de 2 mm de espessura

Absorvedor de Al de 4 mm de espessura

59

Figura 24 – Efeito que provoca no espectro a composição do alvo. (Adapt. de: S. C. Bushong, 2001).

Figura 25 – Relação entre a diferença de potencial ânodo/cátodo e a forma da intensidade/energia

do feixe de raios-X obtido. (Adapt. de: S. C. Bushong, 2001).

Figura 26 – Relação entre o espectro de raios-X obtido e o tipo de gerador que alimenta o tubo.

(Adapt. de: S. C. Bushong, 2001).

Energia (keV)

Inte

nsid

ade

(nº

de f

otõe

s) Ouro, Z=79

Tungsténio Z=74 Ródio, Z=45

i io, Z=42 ´

Tempo (ms)

Representação da intensidade e da energia dos raios-X

Tensão ânodo/cátodo

Ten

são

ou d

ifer

ença

de

pote

ncia

l (V

olt)

Energia (keV)

Inte

nsid

ade

(nº

de f

otõe

s)

Gerador de alta frequência

Gerador trifásico

Gerador monofásico

60

5.3. Os detectores e a radiografia digital De entre os vários detectores de raios-X que se podem considerar, os primeiros e

ainda utilizados em variadíssimas situações são as películas fotográficas ou filmes. Existem aqueles em que os raios-X são directamente impressos, apenas usados em determinados exames radiológicos, uma vez que possuem uma baixa eficiência no que respeita à absorção dos raios-X (a sua eficiência máxima é na gama do visível) e aqueles em que existe uma combinação intensificador/filme.

Em qualquer dos casos, a composição dos filmes é semelhante: uma lâmina de poliéster ou acetato transparente onde, de cada um dos lados, é depositada uma emulsão sobre a qual se deposita ainda uma superfície protectora igualmente transparente (ver Figura 27).

Figura 27 – Esquema de um filme ou película fotográfica. A – película protectora, B – emulsão, C –

sub-camada que faz a aderência entre a emulsão e o acetato, D – acetato (adapt. S. Webb, 1998).

A emulsão consiste em grãos de brometo de prata suspensos numa gelatina. O processo de formação de imagem, ao nível da microfísica, é bastante complexo. Considerando apenas o mecanismo de uma forma muito simplificada, pode dizer-se que este se deve, fundamentalmente, ao facto de os fotões interagirem prioritariamente com os átomos de prata e de bromo, uma vez que a secção eficaz de interacção destes elementos é superior à dos átomos leves constituintes da gelatina. Devido a estas interacções existe libertação de electrões que irão ser capturados no interior dos grãos de brometo de prata. Desta forma, os grãos tornam-se marcados, uma vez que, no processo de fixação (que ocorre após a exposição), os grãos com electrões são cobertos de prata, enquanto que os restantes são removidos, obtendo-se, desta forma, a imagem propriamente dita. A eficiência dos filmes como receptores é, como já se referiu, bastante baixa, piorando muito para as energias mais elevadas. A sua eficiência depende: a) do tamanho e empacotamento dos grãos, b) da espessura da emulsão, c) da eficiência na absorção dos fotões e d) do processo de fabrico do filme. A resolução da imagem depende, principalmente, da energia das partículas libertadas e do seu livre percurso médio. Na verdade, verifica-se que, com as dimensões habituais, a resolução é limitada, fundamentalmente, pela espessura da emulsão. Assim, os filmes de exposição directa são utilizados quando se pretende melhor resolução e não se torna perigoso o aumento das doses, como é o caso das mãos e dos dentes. Porém, como já se referiu, na maioria das radiografias tradicionais, recorre-se à combinação intensificador/filme, que possui uma resolução pior, mas, em contrapartida, uma eficiência bastante superior. Nestes sistemas (ver Figura 30) são utilizados

61

intensificadores que, uma vez sujeitos aos raios-X, emitem fotões na gama do visível. A luz visível é, então, utilizada para imprimir o filme.

Figura 28 – Esquema de um intensificador de imagem. Estas películas transformam raios-X em luz

visível, a qual, por sua vez, imprime as películas fotográficas mais eficientemente. (Adapt. de: S. C.

Bushong, 2001).

Os componentes mais interessantes do intensificador do ponto de vista dos seus princípios físicos de funcionamento são, sem dúvida, o composto luminescente que transforma a energia dos raios-X em energia na gama do visível e a camada reflectora. A cobertura protectora, como se pode calcular, tem como principal função evitar danos nos restantes elementos do intensificador, enquanto que a base serve apenas de suporte à película. Comece-se, pois, por entender a forma como o composto fluorescente transforma os raios-X em luz visível. Recordando o que foi descrito no que toca à interacção da radiação com a matéria, em qualquer dos casos descritos, à excepção das situações em que a energia da radiação era superior àquela que se associa aos raios-X, esta envolvia excitação electrónica. Quando o material sobre o qual os raios-X incidem tem determinadas características, as quais serão referidas adiante, essa excitação electrónica ocorre ao nível das camadas mais externas da estrutura atómica e, por isso, quando os electrões regressam ao estado fundamental, a radiação que emitem é numa gama de comprimentos de onda maiores e, por isso, com energias menores (na gama do visível). A este processo dá-se o nome genérico de luminescência, que, por sua vez pode ocorrer segundo dois mecanismos distintos: fluorescência – caso ocorra de imediato e enquanto a fonte de radiação esteja activa; ou fosforescência – caso se prolongue no tempo, mesmo até quando a fonte deixa de estar activa.

Figura 29 – Esquema do processo de fluorescência responsável pela transformação de fotões X em

fotões de luz. (Adapt. de: S. C. Bushong, 2001).

Base

Camada reflectora

Cobertura protectora

Composto luminescente

Raios-X

Átomo alvo

Electrão excitado

Lacuna deixada pelo electrão

Fotão de luz

Desexcitação do electrão

62

Como os raios-X possuem uma energia superior à da luz, um fotão X dá origem a muitos fotões na gama do visível, daí que este processo seja amplificador do número de fotões. Resta referir que, para que ele tenha lugar, os átomos alvo devem ter níveis de excitação tais que a excitação electrónica, tal como ela foi anteriormente descrita, possa ocorrer e seja bastante provável. Além disso, deve cumprir algumas propriedades, nomeadamente: i) um número atómico elevado para que aumente a absorção dos raios-X; ii) um único fotão X deve dar origem a um número elevado de fotões de luz visível; iii) convém que o comprimento de onda em que emita seja adequado ao filme que vai ser impresso, i.e. coincida ou seja muito próximo daquele para o qual o filme exiba máxima eficiência; iv) tenha uma fosforescência mínima; v) não seja afectado pela temperatura a humidade ou outro tipo de condições ambientais. Um outro detector muito utilizado em radiografia é o chamado cintilador. Também neste caso se utiliza uma película fluorescente, mas, antes desse processo, os raios-X são primeiramente transformados em electrões. A grande vantagem deste sistema relativamente ao filme ou à combinação intensificador/filme é a sua sensibilidade. Embora as imagens obtidas tenham uma resolução pior, a dose a que o doente fica sujeito é bastante menor e daí que em situações em que seja preferível evitar uma dose tão elevada em detrimento da resolução, seja esta a solução mais usada. A descrição de um cintilador (ver Figura 30) pode resumir-se a poucas palavras: consiste num recipiente em vácuo com uma janela de entrada transparente aos raios-X. Junto a essa janela encontra-se uma película cintiladora cuja função é idêntica à do composto luminescente utilizado nos intensificadores de imagem. Ou seja, transforma os fotões X em luz visível, amplificando o número de fotões, sendo este composto muitas das vezes iodeto de césio. Em seguida, os fotões luminosos são transformados em electrões livres por efeito fotoeléctrico, ao embaterem numa película à qual se dá o nome de foto-cátodo. Os electrões livres assim obtidos são acelerados, através de um processo semelhante ao descrito anteriormente aquando da explicação do funcionamento do tubo de raios-X e são focalizados numa película fluorescente que se encontra imediatamente antes da janela de saída, utilizando campos eléctricos adequados. Esta película de sulfureto de cádmio-zinco transforma os electrões em luz que pode ir imprimir uma película fotográfica, ser ligada a uma câmara de televisão ou, nos primórdios da técnica, ser vista directamente a olho nu.

Figura 30 – Esquema de um cintilador de raios-X. Estes equipamentos transformam raios-X em luz

visível, a qual por sua vez imprime as películas fotográficas mais eficientemente. (Adapt. de:

http://content.onlinejacc.org/content/vol44/issue11/images/large/401959X.2259.GR8.jpeg, a 19 de

Novembro de 2008.)

63

É de referir que a câmara de televisão à qual estes sistemas permitem acoplar-se tanto pode ser analógica, como digital, permitindo, desta forma, obter imagens digitais. Seja como for, o processo mais prático de obter imagens digitais de raios-X é associar aos cintiladores, dispositivos que utilizam a luz para formar pares de electrão/lacuna2. As cargas eléctricas assim geradas são recolhidas e obtém-se uma corrente cuja localização fornece o brilho da imagem. No que respeita às vantagens conseguidas pelas imagens digitais, já foram sobejamente discutidas no capítulo 2, pelo que apenas se reforça a ideia de estas terem, por enquanto, uma resolução um pouco menor à da obtida através da película fotográfica.

Figura 31 – Esquema de um CCD (do inglês: Charge Coupled Device), ou seja, de um dispositivo

que utiliza material semicondutor para transformar luz visível em corrente eléctrica que permite

formar uma imagem digital, sabendo de que ponto provém essa luz. A cima dos eléctrodos

encontra-se toda a electrónica que captura as cargas as transforma em correntes e que detecta a

que pixel correspondem. (Adapt. de: S. C. Bushong, 2001).

Há ainda alguns outros detectores que merecem uma nota neste capítulo, uma vez que, embora não sejam directamente utilizados em equipamentos de imagem que usem raios-X, são sensores de radiação ionizante e podem, em muitos casos, virem a ser usados em imagiologia para efeitos de controlo de qualidade e dosimetria e têm, na história do desenvolvimento dos detectores de radiação, uma enorme importância. Nesta classe encontram-se as câmaras de ionização. Estes dispositivos (ver Figura 32) são câmaras no interior das quais se encontram gases que, ao serem sujeitos a radiação, ionizam, formando pares electrão/ião positivo. No interior desse recipiente encontram-se duas placas nas quais se estabelece uma diferença de potencial. Os electrões e iões gerados são, então, atraídos para cada uma das placas, gerando-se, deste modo, uma corrente. Repare-se que, por um lado, essa corrente será tanto maior quanto maior for a energia cinética das cargas recolhidas e quanto maior for o seu número. Ou seja, um detector construído desta forma permite conhecer em simultâneo a intensidade e a energia do feixe incidente3. No entanto, se a diferença de potencial estabelecida entre as duas placas exceder tipicamente os 1000 V, os electrões libertados por ionização adquirem uma energia cinética tal que vão ionizar outros átomos, criando-se uma avalanche de carga. Nestas condições, torna-se mais difícil contabilizar a energia e a intensidade do feixe. Sendo 2 Chama-se lacuna à carga positiva deixada pela saída de um electrão. 3 Repare-se que com um cálculo simples é fácil saber qual a velocidade com que as cargas atingem as placas. Ao saber-se essa velocidade, pode calcular-se a sua energia cinética e, conhecendo a energia de ionização do gás, é possível saber a energia do feixe. Como a corrente obtida é proporcional simultaneamente ao número e à energia das cargas, consegue-se auferir estas duas grandezas, medindo a corrente gerada.

Fibras ópticas através das quais é conduzida a luz.

Camada protectora

Isolante

Semicondutor, onde ocorre a criação de pares electrão/lacuna.

Pixel

Eléctrodo que vai atrair as cargas.

64

esse cálculo tanto mais complicado de obter quanto maior for a diferença de potencial estabelecida. Quando a diferença de potencial é tal que praticamente todo o tubo fica ionizado, a câmara de ionização passa a funcionar apenas como um contador. Ou seja, cada evento corresponde a um pulso de corrente. Neste regime, a câmara adquire a nomenclatura especial de contador Geiger e fornece apenas informação sobre o número de fotões que entram na câmara.

Figura 32 – Esquema de uma câmara de ionização. Os fotões entram na câmara, ionizam o gás que

se encontra no seu interior e as cargas assim geradas dão origem a uma corrente, uma vez que estão

sujeitas a uma diferença de potencial estabelecida entre dois eléctrodos posicionados no interior da

mesma. (Adapt. de: http://www.euronuclear.org/info/encyclopedia/i/ionizationchamber.htm, a 3 de

Dezembro de 2008.)

Embora os detectores de cintilação tenham sido já referidos anteriormente neste texto, é de salientar que o foram no contexto da obtenção das imagens médicas. No entanto, os primeiros detectores de cintilação estavam acoplados fotomultiplicadores conforme se exemplifica na Figura 33. Estes têm um funcionamento simples e, em parte, já explicado: os raios-X interagem com um material (tipicamente um cristal de iodeto de sódio) fazendo passar os electrões do seu estado fundamental para um estado excitado (por cada fotão, vários electrões se excitam), é então libertada luz, logo que os electrões regressam ao estado fundamental. Luz cuja energia é proporcional à energia dos fotões incidentes no detector. Estes detectores são acoplados a fotomultiplicadores que são tubos com uma janela fotossensível que liberta electrões quando a luz incide sobre ela, em seguida esses electrões são multiplicados através de uma série de eléctrodos de tensão sucessivamente mais elevada (Figura 33), dando origem a uma corrente eléctrica mensurável.

Figura 33– Esquema de um detector de cintilação (NaI(Tl)) acoplado a um fotomultiplicador -

equipamento que transforma radiação X ou γγγγ em corrente electrónica, amplificando-a (adapt. W.R.

Hendee, E.R. Ritenour, 1992).

Os detectores de semi-condutores, que podem ser utilizados, como foi já discutido, para obter imagens digitais, são também utilizados como forma de medir a radiação local. A sua forma de detectar energia é, tal como foi descrito, através de um

65

sistema semelhante ao das câmaras de ionização, mas a recolha é feita devido à formação de pares electrão / lacuna.

5.4. Controladores de radiação dispersa e grelhas Numa imagem de raios-X existem essencialmente dois parâmetros que

determinam a qualidade da imagem obtida: a resolução e o contraste. Quanto à resolução espacial, x∆ , tem o significado de distância mínima entre

dois objectos pontuais que, na imagem, ainda aparecem distintos. Em termos formais, a resolução é definida através da expressão:

N

Dx =∆

Equação 1

onde D é o comprimento da imagem e N o número de pontos de que ela é formada (para simplificação, considerou-se apenas uma dimensão, note-se, porém, que este conceito é facilmente generalizável a mais dimensões, podendo uma imagem exibir diferentes resoluções em cada uma das direcções do espaço). Este parâmetro depende fundamentalmente das dimensões do foco de raios-X e da resolução dos detectores utilizados.

No que respeita ao contraste, este pode ser definido como a capacidade de distinguir entre dois tecidos com diferentes características. Esta propriedade está, obviamente, muito relacionada com o ruído da imagem e, consequentemente, com a detecção de radiação indesejável.

Como facilmente se compreende, numa radiografia, os raios-X que se pretende utilizar na construção da imagem são aqueles que atravessam o corpo do doente em linha recta, sem sofrerem desvios, mas apenas atenuação (ver Figura 34). Aliás, é precisamente esta atenuação que permite distinguir os diferentes tecidos. Assim, é necessário encontrarem-se diversas estratégias para diminuir a interferência da radiação dispersa proveniente, essencialmente, do efeito de Compton.

Figura 34 – Esquema do tipo de percurso que a radiação pode tomar ao atravessar o doente: 1. não

sofre desvios nem atenuação; 2 é atenuada; 3 é desviada. (Adapt. de: http://medical-

dictionary.thefreedictionary.com/monochromatic+radiation, em 3 de Dezembro de 2008.)

Existem três factores que podem ser manipulados pelo técnico e que têm influência no aumento da radiação desviada: a diferença de potencial ânodo/cátodo; as

Tubo de raios-X

Doente

Detector

66

dimensões do campo e a espessura do doente. Como já foi amplamente discutido nos capítulos 3 e 4 o efeito de Compton é mais proeminente para energias mais elevadas, de modo que ao reduzir-se a diferença de potencial entre o ânodo e o cátodo, diminui-se o efeito de Compton e reduz-se a radiação dispersa. Porém, esta opção nem sempre é exequível. Por um lado, porque, em determinados casos, é mesmo necessário usar-se energias elevadas (para evitar o efeito de máscara causado pelos ossos), por outro, o diminuir-se a energia faz com que seja necessário aumentar-se o tempo de exposição, visto que para energias muito baixas praticamente todo feixe é absorvido. Nestas situações aumenta-se a dose a que o doente fica sujeito o que acarreta, obviamente, efeitos nocivos. De modo que é necessário decidir-se por um equilíbrio entre estes dois factores.

Quanto ao campo irradiado, é possível colocar entre a saída do tubo e o doente um colimador que reduza o cone do feixe, por forma a irradiar apenas a área necessária (ver Figura 35). Esta é uma prática que será um pouco mais adiante desenvolvida e que não só evita que áreas que não tenham que ser necessariamente irradiadas o sejam, como também diminui a radiação dispersa.

Figura 35 – Efeito da colocação de um colimador na diminuição da radiação dispersa, supondo que

o órgão em estudo está esquematizado a cor-de-rosa mais escuro. (Retirado de:

http://www.sprawls.org/ppmi2/SCATRAD/, a 3 de Dezembro de 2008.)

Por fim, pode tentar reduzir-se a radiação dispersa diminuindo a espessura dos tecidos irradiados comprimindo-os, como acontece na mamografia, por exemplo ou como está ilustrado na Figura 36.

a) b)

Figura 36 – Efeito de colocar um objecto que comprima determinado órgão. a) Sem compressão, b)

com compressão. Ao diminuir a espessura do órgão em estudo, diminui-se a radiação dispersa

melhorando a qualidade da imagem. (Adapt. de: S. C. Bushong, 2001.)

No que respeita aos dispositivos que controlam a geometria do feixe de raios-X contam-se os diafragmas, os cilindros ou cones e os colimadores (ver Figura 37). Em qualquer dos casos, deve ter-se sempre em atenção que o dispositivo que restringe o

Objecto destinado a comprimir o órgão em estudo

67

feixe e o(s) detector(es) devem estar alinhados e garantir que o feixe abranja o tecido que se pretende estudar. Os diafragmas são simples aberturas que são acopladas à cabeça do tubo de raios-X e que restringem o campo de visão do feixe. Tanto os cones como os cilindros (ver Figura 38) são extensões dos diafragmas que, tal como eles, têm aberturas fixas e exigem os mesmos cuidados, nomeadamente, manterem-se alinhados com o eixo do(s) detector(es).

Figura 37 – Esquema simplificado dos dispositivos utilizados para limitar a radiação dispersa.

(Adapt. de: S. C. Bushong, 2001.)

Figura 38 – Ilustração das peças cónicas ou cilíndricas que são adaptadas ao diafragma para

melhorar o seu desempenho. (Adapt. de: S. C. Bushong, 2001.)

Por fim, o dispositivo que é, actualmente, mais utilizado, principalmente devido à sua versatilidade é o colimador de abertura variável (ver Figura 39), controlado a partir de luz visível. A primeira função deste equipamento é a de diminuir a passagem de radiação que não provém directamente do foco. Esta radiação corresponde a

Diafragma

Cilindro

Colimador

Cilindro Cone

68

electrões que se extraviam e não embatem directamente na região do foco pertencente ao ânodo, dando, assim, origem a raios-X com origem noutros pontos e, portanto desviados da direcção pretendida. Com o objectivo de reduzir a presença desta radiação existe, no colimador, um obliterador de entrada que pode ser observado na Figura 39. Este obliterador é formado por lâminas que emergem deste o topo do colimador até à entrada do tubo de raios-X.

Figura 39 – Esquema de funcionamento de um colimador de abertura variável. (Adapt. de: S. C.

Bushong, 2001.)

O colimador possui, no seu interior mais obliteradores (de segundo estádio) que funcionam aos pares e que são formados por absorvedores cuja posição é controlada de uma forma independente permitindo obter feixes quadrados ou rectangulares.

Colocados a cima destes segundos obliteradores encontra-se uma lâmpada e um espelho que devem estar meticulosamente alinhados com os obliteradores para que o técnico possa observar o campo que está a ser irradiado.

Por fim, existe ainda um procedimento importante a ter-se em conta no que toca

ao melhoramento do contraste da imagem. Como já se fez notar, as energias mais baixas não contribuem para a imagem, sendo, no entanto, absorvidas pelo organismo e provocando, por isso, efeitos indesejáveis. Por este motivo, os equipamentos de raios-X vêm ainda equipados com filtros que não são mais do que chapas metálicas (muitas vezes de alumínio) que atenuam as energias mais baixas. Ou seja, possuem espessuras adequadas à atenuação das energias indesejáveis. Para observar este efeito pode, por exemplo, recorrer-se à Figura 23.

Retomando a questão de utilizar mecanismos para se ser sensível apenas à radiação não desviada, é ainda possível recorrer à utilização de grelhas que permitem seleccionar a direcção da radiação responsável pela construção da imagem (ver Figura 40).

Ânodo rotativo

Ponto focal

Obliterador de entrada

Peça do tubo de raios-X onde o obliterador de entrada encaixa

Barreira fixa

Bordos do colimador

Espelho

Obliteradores de segundo estádio

Obliteradores de segundo estádio

Feixe útil

Região do feixe que se pretende eliminar

Receptor da imagem

69

Figura 40 – Esquema do efeito provocado pela introdução de grelhas com o objectivo de reduzir a

radiação dispersa que atinge o detector. (Adapt. de: S. C. Bushong, 2001.)

Estas grelhas são compostas por lâminas opacas aos raios-X que devem ser tão finas quanto possível para que não deteriorem a qualidade da imagem e por um espaço entre lâminas de um material o mais transparente possível aos raios-X. Deve ainda ter-se em atenção que ambos os materiais não devem eles próprios emitir raios-X. As suas dimensões são um factor importante para a eficiência da sua função (ver Figura 41). Supondo que a espessura das lâminas é dada por T, (um valor típico para esta espessura é na ordem dos 50 µm) e que a distância entre lâminas é de D, (um valor típico será cerca de 350 µm) a percentagem de raios-X absorvida pela grelha é de:

100% ×+

=DT

T.

Equação 2

Figura 41 – Dimensões características das lâminas (Adapt. de: S. C. Bushong, 2001.)

Existem ainda dois outros parâmetros quantitativos que caracterizam as grelhas: o seu rácio e a sua frequência. O rácio é dado por:

D

h=grelha da rácio ,

Equação 3

onde h é a altura das lâminas (ver Figura 41). Tendo em conta esta definição é fácil compreender que quanto maior for o rácio, mais eficiente será a grelha na eliminação da radiação dispersa, mas mais tempo de exposição é exigido. Os valores de rácio variam em geral entre 5:1 e 16:1 e do seu aumento resultam os seguintes aspectos práticos:

• melhora sempre o contraste; • quanto maior for a tensão utilizada para criar os raios-X, menor será o

aumento do contraste provocado pela introdução da grelha;

70

• para as mesmas condições, as grelhas cruzadas melhoram mais o contraste do que as lineares (ver adiante);

• quanto maior o seu rácio, maior a exposição a que o doente fica sujeito. Quanto à frequência ela é definida pelo número de lâminas por unidade de comprimento. E, mais uma vez, se verifica que maiores frequências estão associadas a melhores contrastes mas a maiores doses. Os valores de frequência rondam a gama de 25 a 45 lâminas por centímetro.

Existem vários tipos de grelha podendo ser focalizadas ou paralelas, consoante deixem passar radiação proveniente de um foco próximo ou no infinito (ver Figura 42). Podem ser lineares ou cruzadas consoante tenham lâminas apenas numa direcção ou possuam lâminas cruzadas (ver Figura 43).

Figura 42 – Exemplo de colimadores com uma grelha focada e uma grelha paralela (adapt. W.R.

Hendee, E.R. Ritenour, 1992).

Figura 43 – Esquema de grelhas cruzadas (Adapt. de: S. C. Bushong, 2001.)

Por fim, deve referir-se a existência de dois parâmetros importantes que permitem indicar a qualidade de uma grelha, nomeadamente, o melhoramento no contraste, que é definido pela razão entre os máximos contrastes obtidos com e sem a grelha e a selectividade, que é dada pela razão entre a radiação primária e a radiação desviada que a grelha deixa passar.

Há ainda a considerar o corte da grelha, que está relacionado com a filtragem que a grelha faz da radiação primária e que é responsável por uma importante perda de eficiência do dispositivo. Note-se que esta perda é dependente da posição relativa da grelha e do foco e que é mais acentuada nos bordos da grelha (ver Figura 44).

71

Figura 44 – Esquema que ilustra a filtragem indesejável que a grelha provoca mesmo na radiação

não dispersa e que é mais observada nos bordos. (Adapt. de: S. C. Bushong, 2001.)

Por fim, é de realçar a existência de sombras na imagem devido à presença da grelha. Para minorar este inconveniente existem dispositivos que fazem mover solidariamente a grelha e o foco, de modo a que as sombras se atenuem. Existe ainda a possibilidade de usar radiação que é colimada à saída do tubo e que é dirigida para grelhas colocadas atrás do doente. O conjunto é amovível de modo que pode percorrer toda a região a examinar (ver Figura 45). Esta técnica é principalmente utilizada em radiografia digital.

Figura 45 – Radiografia obtida por varrimento. Neste caso a ampola de raios-X e os colimadores

têm que estar não apenas alinhado como moverem-se solidariamente, para que se obtenha uma

imagem de qualidade. (Adapt. de: S. C. Bushong, 2001.)

Tubo de raios-x Colimador colocado antes do doente

Colimador colocado depois do doente

Detector