Física dos raios X

Os raios X são radiações da mesma natureza da radiação gama (ondas eletromagnéticas), com características semelhantes. Só diferem da radiação gama pela origem, ou seja, os raios X não são emitidos do núcleo do átomo.

Os raios X são radiações de natureza eletromagnética, que se propagam no ar (ou vácuo). Essa radiação é produzida quando ocorre o bombardeamento de um material metálico de alto número atômico (tungstênio), resultando na produção de radiação X por freamento ou ionização.

Propriedade dos raios X

Os raios X são produzidos quando elétrons em alta velocidade, provenientes do filamento aquecido, chocam-se com o alvo (anodo) produzindo radiação. O feixe de raios X pode ser considerado como um “chuveiro” de fótons distribuídos de modo aleatório. Os raios X possuem propriedades que os tornam extremamente úteis.

- Enegrecem filme fotográfico;

- Provocam luminescência em determinados sais metálicos;

- São radiação eletromagnética, portanto não são defletidos por campos elétricos ou magnéticos pois não tem carga;

- Tornam-se “duros” (mais penetrantes) após passarem por materiais absorvedores;

- Produzem radiação secundária (espalhada) ao atravessar um corpo;

- Propagam-se em linha reta e em todas as direções;

- Atravessam um corpo tanto melhor, quanto maior for a tensão (voltagem) do tubo (kV);

- No vácuo, propagam-se com a velocidade da luz;

- Obedecem a lei do inverso do quadrado da distância (1/r²), ou seja, reduz sua intensidade dessa forma;

- Podem provocar mudanças biológicas, que podem ser benignas ou malignas, ao interagir com sistemas biológicos.

As máquinas de raios X foram projetadas de modo que um grande número de elétrons são produzidos e acelerados para atingirem um anteparo sólido (alvo) com alta energia cinética. Este fenômeno ocorre em um tubo de raios X que é um conversor de energia. Recebe energia elétrica que converte em raios X e calor. O calor é um subproduto indesejável no processo. O tubo de raios X é projetado para maximizar a produção de raios X e dissipar o calor tão rápido quanto possível.

Elementos do tubo de raios X

O tubo de raios X possui dois elementos principais e que serão a partir de agora objeto de estudo: catodo e anodo.

O catodo é o eletrodo negativo do tubo. É constituído de duas partes principais: o filamento e o copo focalizador. A função básica do catodo é emitir elétrons e focalizá-los em forma de um feixe bem definido apontado para o anodo. Em geral, o catodo consiste de um pequeno fio em espiral (ou filamento) dentro de uma cavidade (copo de focagem) como mostrado na figura anterior.

O filamento é normalmente feito de Tungstênio (com pequeno acréscimo de Tório) Toriado, pois esta liga tem alto ponto de fusão e não vaporiza facilmente (a vaporização do filamento provoca o enegrecimento do interior do tubo e a conseqüente mudança nas características elétricas do mesmo). A queima do filamento é, talvez, a mais provável causa da falha de um tubo.

O corpo de focagem serve para focalizar os elétrons que saem do catodo e fazer com que eles “batam” no anodo e não em outras partes. A corrente do tubo é controlada pelo grau de aquecimento do filamento (catodo). Quanto mais aquecido for o filamento, mais elétrons serão emitidos pelo mesmo, e maior será a corrente que fluirá entre anodo e catodo. Assim , a corrente de filamento controla a corrente entre anodo e catodo.

O anodo é o pólo positivo do tubo, serve de suporte para o alvo e atua como elemento condutor de calor. O anodo deve ser de um material (tungstênio) de boa condutividade térmica, alto ponto de fusão e alto número atômico, de forma a otimizar a relação de perda de energia dos elétrons por radiação (raios X) e a perda de energia por aquecimento. Existem dois tipos de anodo: anodo fixo e anodo giratório.

Os tubos de anodo fixo são usualmente utilizados em máquinas de baixa corrente, tais como: raios X dentário, raios X portátil, máquinas de radioterapia, raios X industrial, etc.

Os tubos de anodo giratório são usados em máquinas de alta corrente, normalmente utilizadas em radiodiagnóstico. Ele permite altas correntes pois a área de impacto dos elétrons fica aumentada. Como exemplo, tomemos um alvo fixo, cuja área de impacto é de 1mm x 4 mm, isto é, 4 mm². Se este alvo girar com um raio de giro igual 30mm, a área de impacto seria aproximadamente: 754mm²; nestas condições, o tubo giratório teria cerca de 200 vezes mais área do que o tubo fixo.

 O anodo e o catodo ficam acondicionados no interior de um invólucro fechado (tubo ou ampola), que está acondicionado no interior do cabeçote do RX. A ampola é geralmente constituída de vidro de alta resistência e mantida em vácuo, e tem função de promover isolamento térmico e elétrico entre anodo e catodo. O cabeçote contém a ampola e demais acessórios. É revestido de chumbo cuja função é de blindar a radiação de fuga e permitir a passagem do feixe de radiação apenas pela janela radiotransparente direcionando desta forma o feixe. O espaço é preenchido com óleo que atua como isolante elétrico e térmico.

Radiação de Freamento (Bremsstrahlung)

Essa radiação é produzida quando um elétron passa próximo ao núcleo de um átomo de tungstênio, sendo atraído pelo núcleo deste e desviado de sua trajetória original. Com isto, o elétron perde uma parte de sua energia cinética original, emitindo parte dela como fótons de radiação, de alta e baixa energia e comprimento de onda diferentes, dependendo do nível de profundidade atingida pelo elétron do metal alvo. Isto significa dizer que, enquanto penetra no material, cada elétron sofre uma perda energética que irá gerar radiação (fótons) com energia e comprimento de onda também menores. Se formos considerar percentualmente a radiação produzida, veremos que 99 por cento dela é emitida como calor e somente 1 por cento possui energia com características de radiação X.

Existem situações (raras) em que alguns elétrons muito energéticos se chocam diretamente com os núcleos, convertendo toda a sua energia cinética em um fóton de alta energia e freqüência (a rigor, esta seria uma outra forma de geração de radiação, onde a energia do fóton gerado é igual à energia do elétron incidente, o que se configura como um fóton de máxima energia).

Durante o bombardeamento do alvo, todas as possibilidades em termos de geração de fótons acontecem, na medida que temos interações diferentes entre elétrons incidentes com o material do alvo, gerando fótons de diferentes energias.

A radiação de freamento, ou Bremsstrahlung, se caracteriza por ter uma distribuição de energia relativa aos fótons gerados, bastante ampla, como mostra a figura a seguir.

Como se pode observar pelo gráfico ao lado, a maioria dos fótons obtidos possui baixa energia, sendo que somente uns poucos têm a energia equivalente à diferença de potencial (voltagem) aplicada ao tubo. Esse gráfico mostra que são gerados muitos fótons de baixa energia, o que pode ser perigoso para o paciente irradiado, pois estes fótons de baixa energia interagem com os tecidos vivos, sem contribuir para a formação da imagem radiográfica.

O espectro, distribuição das energias dos fótons gerados por uma radiação de freamento, é mostrado na figura a seguir, onde se pode observar que a radiação não é monoenergética, mas sim polienergética, pois temos fótons de diferentes energias, em quantidades diferentes.

Radiação característica

Pelo visto anteriormente, alguns fótons interagem diretamente com os núcleos, convertendo toda sua energia em radiação, sem modificar o átomo alvo, ou seja, sem ionizá-lo.

Existem situações, no entanto, em que elétron pode interagir com um átomo quebrando sua neutralidade (ionizando-o), ao retirar dele elétrons pertencentes à sua camada mais interna (K). Ao retirar o elétron da camada K, começa o processo de preenchimento dessa lacuna (busca de equilíbrio), por elétrons de camada superiores. Dependendo de camada que vem o elétron que ocupa a lacuna da camada K, teremos níveis de radiação diferenciados.

Como exemplo, vamos considerar que um elétron da camada L ocupe a lacuna da camada K, emitindo uma radiação da ordem de 59 keV; se o elétron ocupante vem da camada M, a energia gerada é da ordem de 67 keV; se o elétron ocupante vem da camada N, teremos uma radiação da ordem de 69 keV.

Quando se usa como alvo um material com o tungstênio, o bombardeamento por elétrons de alta energia gera uma radiação com características específicas (radiação característica), pois esse material possui um número atômico definido (bastante alto), necessitando um nível alto de energia para retirar os elétrons de sua camada K.

A energia da radiação gerada por um alvo de tungstênio é da ordem de 70 keV. A condição necessária e imprescindível para que se produza a radiação característica do tungstênio é que os fótons devem ter uma energia máxima superior a 70 keV, já que a energia de ligação da camada K é da ordem de 70 keV.

Como se da o processo de geração da radiação característica do tungstênio?

Exemplo: Quando bombardeamos um alvo de tungstênio com elétrons submetidos a uma tensão de 100 kV, serão gerados fótons com energia de poucos keV até 100 keV, mas uma grande parte deles terão energia da ordem de 70 keV, característica do tungstênio.

Cada material emite um nível definido de radiação característica, dependendo de seu número atômico, como são os casos do tungstênio (radiologia convencional) e molibidênio (mamografia), que possuem radiações características da ordem de 70 keV e 20 keV, respectivamente.

Essa figura é o resultado da superposição da radiação característica do tungstênio com o espectro contínuo gerado com 100 kVp. Nela se pode observar que, além de fótons, com energia baixas e altas, temos um grande número deles com energias correspondentes somente ao tungstênio. Quando o alvo bombardeado é de molibidênio, a radiação característica se situa na faixa de 20 keV.

Efeito anódico

Descreve um fenômeno no qual a intensidade da radiação emitida da extremidade do catodo do campo de raios X é maior do que aquela na extremidade do anodo. Isso é devido ao ângulo da face do anodo, de forma que há maior atenuação ou absorção dos raios X na extremidade do anodo.

A diferença na intensidade do feixe de raios X entre catodo e anodo pode variar de 30% a 50%.

Na realização de estudos radiológicos do fêmur, perna, úmero, coluna lombar e torácica deve-se levar em conta a influência do efeito anódico na realização das incidências radiológicas pertinentes a estes estudos.

Luciano Santa Rita Oliveira é pós-graduado em Gestão da Saúde e Administração Hospitalar, tecnólogo em radiologia, supervisor de estágio e professor das disciplinas de Incidências Radiológicas, Imaginologia, Manutenção e Calibração de Equipamentos e Radiologia Industrial do Curso Superior de Tecnologia em Radiologia da Universidade Iguaçu (UNIG), membro da Comissão de Radioproteção do Exército (COMRAD), também atuando como profissional de Proteção Radiológica e Detecção das Radiações Ionizantes do Centro Tecnológico do Exército.

Contatos: Tecnologo@Lucianosantarita.Pro.Br

do site do autor:www.radiologiatec.cjb.n

Fonte:   http://www.tecnologiaradiologica.com/index.html#inicio

Mamografia Digital vs Mamografia Convencional

Desde 1913, quando Albert Salomon, Cirurgião da Surgical Clinic of Berlin University, utilizou a radiografia convencional para o diagnóstico do câncer de mama, notou-se que seria necessário um método diferenciado para este tipo de estudo, iniciou-se então, desde esta época um processo de estudo diferente para mama. Diversos métodos e equipamentos foram criados, com o intuito de cada vez mais, aproximar-se de um diagnóstico mais preciso.

            O sistema de écran-filme, associado a um equipamento específico para o exame de mamografia, e a gravação da imagem na película através de reações de agentes químicos, até hoje, vem sendo o método mais utilizado para o exame da mama, e em tempos de tecnologia, a pesquisa nos achados clínicos da mama, sofre um avanço considerável com o diagnóstico digital.

            No período de 2003 a 2005, o ACR (American College of Radiology) dirigiu um estudo realizado em 33 locais divididos entre os Estados Unidos e o Canadá, submetendo um total de 49.528 mulheres assintomáticas a realizar um exame de mamografia em ambos os sistemas - Convencional e Digital - com interpretação independente de dois médicos, um para cada exame, com a finalidade de comparar a eficácia de ambos os sistemas.

            O DMIST (Digital Mammographic Imaging Screening Trial) foi idealizado para medir diferenças relativamente pequenas, mas potencialmente importantes, do ponto de vista clínico, na precisão diagnóstica entre mamografia digital e a mamografia convencional. As empresas participantes deste estudo, como a Fuji-Film, Hologic-Lorad, Fischer Medical, General Eletric Medical System, cederam, em alguns casos, os próprios sistemas para realização deste estudo.

            Como conclusão do DMIST, foi observada que a precisão diagnóstica global da mamografia convencional foi semelhante a mamografia digital, mas a mamografia digital é mais precisa em mulheres abaixo da idade de 50 anos, mulheres com mamas densas e mulheres em período pré-menopausal ou peri-menopausal, sem levar em consideração o pós-processamento das imagens, inerente ao sistema de mamografia digital.

Comparação entre os sistemas: Convencional e Digital

             Fig. 1: Esquema do aparelho utilizado para ambos os sistemas.

             O anodo de um equipamento de mamografia é constituído de molibdênio (O molibdênio contém uma maior porcentagem de fotônios de baixa energia, facilmente absorvidos).

            O posicionamento da (o) paciente é o mesmo para ambos os sistemas.

 

 Fig. 2: posicionamento da Paciente.

             Uma das grandes desvantagens do sistema convencional é o processamento da imagem, pois este, está sujeito a reações químicas de agentes que irão fixar a imagem no filme.

  Fig. 3: Processamento “Wet”

            Após a gravação da imagem esta é avaliada pelo Tecnólogo/Técnico, que envia a imagem ao médico Radiologista para ser interpretada.

 Resumindo:

E o que muda no sistema CR?

             A principio, o sistema digital foi criado para redução de dose efetiva, pois devido a placa de fósforo utilizada possuir uma latitude de exposição ampla, técnicas de menor exposição podem ser empregadas em alguns sistemas digitais, sem perda de informações.   

 

 Fig. 4: Comparativo entre as curvas características

             A mudança inicia-se pelo chassi que utiliza uma placa de fósforo que armazena os raios-x residuais, esta placa é denominada Imaging plate (IP).

  

 Fig. 5: IP sendo colocado em chassi de CR

                        Após a exposição, o IP é introduzido em uma leitora que faz a liberação da energia armazenada, realizando a conversão do sinal analógico para o sinal digital.

  

 Fig. 6: Leitora de IP

            Logo após a leitura do IP, a imagem já digitalizada estará disponível no monitor do console do profissional que estará incumbido de realizar o pós-processamento desta imagem podendo, também, este profissional, enviar para a estação de laudo do médico ou até mesmo, imprimir a imagem.

  

   Fig. 7: Estação de laudo do médico

            A estação de laudo deve possuir monitores de alta resolução, tela anti-refletiva, e recursos de tratamento como, inversão de valores (negativo-positivo), mensuração de ângulos, densidades, estruturas, magnificação (total ou localizada), alteração do brilho e contraste, recursos diferenciados para impressão, entre outros recursos. Alguns destes recursos também estarão disponíveis no console do Tecnólogo/Técnico.

            Uma das grandes vantagens do sistema digital é a impressão das imagens que são feitas em equipamentos específicos. Estes equipamentos funcionam sem a influência de agentes químicos, podendo ser impressas a laser, gerando uma qualidade de imagem muito maior.

Fig. 8: Impressora a laser

Resumindo:

Vantagens do sistema digital (CR):

1- Diminuição de técnica (kV/mAs) em torno de 25% (em alguns sistemas). Menos exposição aos efeitos nocivos e cumulativos (mAs) do (a) paciente, Tecnólogo/Técnico e maior durabilidade da ampola;

 2- PEM algoritmo que procura o centro de gravidade e a borda (edge) da patologia (ex: microcalcificação). Caso não os tenha a imagem não existe evitando, assim, o falso-positivo. O PEM opera em conjunto com a placa de fósforo de dupla face (Dual Side Reading), ambos patentes FujiMedical;

 3- Sistema Mult Load. Permite a leitura em fila, de quatro placas de fósforo, agilizando assim, o serviço e aumentando a produtividade do aparelho de raios-x/mamógrafo;

 4- Permite digitalizar todo o serviço de raios-x/mamografia com um único aparelho CR, sem necessidade, a priori, de atualizar a base instalada (modalidades);

 5- Permite armazenar as imagens em mídia, tais como CD (capacidade 750Mb), DVD (capacidade 3Gb) ou fita magnética (capacidade medida em Tb), considerando-se que um tórax (35 x 43) aproximadamente 8Mb, por exemplo. Esse armazenamento de imagem é previsto no Código de Ética Médica (CEM), transferindo a responsabilidade do referido armazenamento ao médico. A relação médico-paciente é vista como a de consumidor, portanto, além do CEM, as penalidades do não armazenamento pelo serviço (hospital/clínica) são previstas pelo Código de Defesa do Consumidor e, dependendo da extensão/gravidade do diagnóstico (erro médico, tratamento, medida adotada (cirúrgica ou não), etc.) a não preservação da imagem pode passar para instâncias judiciárias superiores;

 6- Fideliza o paciente/médico cliente ao serviço. Quando o médico solicitante encaminha um paciente ao hospital/clínica para um exame radiológico de rotina, o médico pode acompanhar a evolução ou involução da patologia, tais como, CA, pré durante e pós- cirúrgico, se  o tratamento está respondendo positivamente ou não, se a medicação/RT/QT está sendo adequada, etc; pois a radiologia, pode através de marketing, disponibilizar ,rotineiramente ou não, imagens/exames (ex.: controle de CA de mamo) anteriores em CD e só esta clínica/hospital terá os dados armazenados;

 7- Diminuição de perda de filmes/tempo de espera do paciente. O Tecnólogo/Técnico terá a visualização do exame antes da impressão e somente se houver erro de posicionamento ou erro exagerado na técnica, haverá perda do exame, pois se o erro da técnica for médio, a imagem poderá ser trabalhada em brilho/contraste, latitude e sensibilidade resumindo num melhor fluxo de trabalho, pois o paciente não necessitará aguardar a revelação do filme para saber se precisa repetir o exame, aumentando a produtividade do serviço (menos tempo de espera = a mais pacientes/exames = maior lucratividade do serviço de radiologia);

 8- Permite a distribuição de um exame (ex.: contrastado) num único filme, dividindo-o em até quatro (CR Console) ou até dezesseis imagnes (Estação de laudo). O software permite formatações diversas de imagens. No caso de área cardíaca, por exemplo, pode se documentar num filme 20 x 25 e imprimir uma régua em milésimo de milímetros na área de interesse ou, no caso de uma espondilite anquilosante, cifose, escoliose, solução de continuidade, imprimir uma régua goniométrica para estabelecer os ângulos num filme 20x25, ou imprimir coluna frente/perfil num único filme, resultando numa maior economia final.

 Disposições Gerais:

 a) Com o PACS, as imagens digitalizadas podem ser distribuídas no hospital (Centro Cirúrgico, UTI, Ambulatórios/consultórios, Andares e enfermarias) sem necessidade de tráfego de películas pelo hospital, diminuindo as despesas com o mesmo ou risco de extravio;

 b) Com a adoção de impressoras (Dry Pix) + CR elimina-se a câmara escura/clara e os inconvenientes (consumo de químicos, água, luz em excesso, estação de tratamento de efluentes químicos/água), dando um aproveitamento mais racional dos espaços, que têm, obviamente, um custo financeiro para a instituição e tornando-a mais ecologicamente correta.

Conclusão:

              Desde quando Albert Salomon, pioneiro do estudo da mama, através do uso de raios-x, iniciou a investigação diferenciada para a mama, os métodos de obtenção e armazenamento das imagens radiológicas evoluíram muito. A Mamografia convencional de écran-filme, com seu processamento químico associado e os arquivos de filmes, estão sendo gradativamente substituídos pela tecnologia digital, portanto, os estudantes e profissionais que pretendem se colocar no mercado, precisam ter esta compreensão de tecnologia, pois o futuro é digital!

Douglas Ianelli

Douglas Ianelli é Tecnólogo e Técnico em Radiologia, é Application da FUJI-FILM do Brasil e servidor da Prefeitura de São Caetano do Sul.

Contatos: douglasianelli@uol.com.br

Fonte: http://www.tecnologiaradiologica.com/index.html#inicio

Cálculo de Maron para os exames de Raios-X Convencional

KV = Espessura X 2 + CF + Absorvedores

        

MAs = Espessura X 2 + CF X CMM

     Para calcular a Kilovoltagem aplicada (kV) e a Miliamperagem por fração de tempo (mAs), utilizando as fórmulas descritas, deve-se obedecer aos seguintes padrões técnicos:

 ·          A distância tubo-filme (DTF), para os exames do corpo humano, deve ser aproximadamente 1 m, excetuando-se os exames de tórax, que têm a sua DTF em média de 1,80m;

 ·          A constante do filme (CF), a ser utilizada deve ser de aproximadamente 20 para os filmes de base verde.

 Fórmulas Práticas Para Aquisição de Técnicas Radiográficas 

mAs = mA . t

mA = mAs : t

t = mAs : mA

Tabela de absorvedores para Cálculos Radiográficos de maron 

Fator absorvedor	Média de Absorção em KV
Potter-Bucky horizontal/Vertical	05
Grade de Lyson	05
Diafragma delimitado cerca de 50%	05
Cone simples ou cilindro Acrílico	05
Cilindro de extensão metálico fechado	05
Cilindro de extensão metálico aberto	10

  

Constantes Miliamperimétricas de Maron (C.M. M.) 

Estrutura ou Região Radiografada	Unidade de Medida deAbsorção
Corpo Ósseo	Cintura Escapular	0,5
	Cintura Pélvica, Fêmur	0,5
	Crânio e Coluna Vertebral	0,5
Extremidades	Quirodáctilos e Podáctilos	0,1
	Mão, Pé, Perna e Ante braço	0,1
	Úmero, Cotovelo, Joelho, etc	0,1
Aparelho Respiratório	Tórax (Pulmões)	0,1
Aparelho Digestório	Estômago, Intestino etc	0,3
Aparelho Urinário	Abdômem,Rins	0,3
Somente Partes Moles	Região muscular e cartilagem	0,01

  

     “Para está tabela, as estruturas devem apresentar uma espessura mínima de 10 cm. Caso não apresentem está espessura, o valor da Quilovoltagem aplicada será aproximadamente“40/42 kV”, ficando a miliamperagem sujeito a aplicação da fórmula.”

     A C.F (constante do filme), aplicada na fórmula de Maron, refere-se a “constante” ou a sensibilidade do filme utilizado para realizar a radiografia e, conseqüentemente, do tipo de écran utilizado.

     Para os filmes de base verde a constante é 20. Lembrando que essa constante se dá pelo fato de que os filmes verdes possuem uma malha cristalina mais consistente e trabalham com écran de Terras Raras.

     Obs: Os filmes de base azul utilizavam uma constante ou sensibilidade de aproximadamente 30, mas foram proibidos em meados de 1973 por exporem o paciente a uma dose mais alta de radiação, devido a sua maior constante.

Douglas Ianelli

Tecnólogo em Radiologia

douglasianelli@uol.com.br Fonte: http://www.tecnologiaradiologica.com/index.html#iniciov

Conceitos Fundamentais da Formação da Imagem Radiológica

Formação da imagem

Na realização de um exame radiológico, a partir da interação dos raios X com a matéria, a última etapa da cadeia de obtenção de uma imagem radiográfica é o registro da imagem da anatomia de interesse sobre um elemento sensível a radiação. O elemento sensor, que será o filme radiográfico, está posicionado atrás do paciente, dentro de um acessório chamado chassi, que é colocado em uma gaveta (porta-chassi), sob a mesa de exames. Para alguns tipos de exames, o chassi pode ser posicionado em suportes verticais acoplados ao Bucky vertical (grade antidifusora) , ou ainda sob pacientes radiografados em leitos.

O filme radiográfico é pouco sensível à radiação X, pois somente 5percent dos fótons incidentes são absorvidos e contribuem para a formação da imagem, sendo necessário a utilização de um outro material para detectar e registrar a imagem formada pela radiação ao atravessar o paciente. Os melhores elementos de interação com a radiação são os fósforos (convertem ondas eletromagnéticas em luz). Porém os fósforos não tem capacidade de registrar a imagem por um longo período. Um acessório chamado tela intensificadora (écran), composta de uma lâmina plástica recoberta com fósforo, é colocada na frente do filme para converter a radiação X em luz. Assim, o filme é construído para ser sensível à luz, e não à radiação. Por esse motivo, o filme deve ser protegido da luz para que não vele durante o manuseio, antes ou após o exame radiográfico.

Contraste virtual

O corpo humano apresenta índices de absorção de radiação bastante diferenciados. Sabemos, por exemplo, que para que os ossos sejam penetrados por raios X, estes precisam ser de maior energia do que para a penetração de tecidos moles. Após a interação da radiação com as diferentes estruturas do corpo, emerge destas uma radiação cuja a distribuição é diferente daquela que penetrou no corpo, devido ao fato de, no trajeto, haver transposto estruturas de características diferenciadas. A essa nova distribuição de energias que compõem o feixe, dá-se o nome de contraste virtual.

A quantidade de contraste virtual produzida é determinada pelas características do contraste físico do objeto (número atômico, densidade e espessura) e também pelas características de penetração (espectro de energia dos fótons) do feixe de raios X. O contraste e reduzido conforme aumenta a penetração dos raios X através do objeto.

Imagem latente 

Quando o feixe de radiação emerge do paciente e interage com os elementos sensíveis presentes no filme ocorre um fenômeno físico que faz a estrutura física dos microcristais de haletos de prata do filme radiográfico ser modificada, formando o que se conhece como Imagem Latente. A visualização somente será possível pelo processo de revelação, que fará com que aqueles microcristais que foram sensibilizados sofram uma redução de maneira a se transformarem em prata metálica enegrecida. É importante lembrar que a imagem já esta formada, porém não pode ser visualizada, por isso deve-se ter cuidado na sua manipulação.

Apenas quando a prata for enegrecida, suspensa na gelatina, a imagem será visível na radiografia e supõe-se que conterá as informações acerca das estruturas irradiadas.

Fatores influentes na imagem

Pode-se avaliar a imagem radiográfica a partir de quatro fatores:

A. Densidade

C. Detalhe

B. Contraste

D. Distorção

Todos estes quatro fatores e a forma como podem ser controlados ou afetados serão descritos, começando com a densidade.

A. Densidade

Definição: Densidade radiográfica (óptica) pode ser descrita como o grau de enegrecimento da radiografia processada.

Quanto maior o grau de enegrecimento, é menor a quantidade de luz que atravessará a radiografia quando colocada na frente de um negatoscópio ou de um foco de luz.

Fatores de controle: O fator primário de controle da densidade é o mAs, que controla a quantidade de raios X emitida pelo tubo de raios X durante uma exposição. Assim, a duplicação do mAs duplicará a quantidade de raios X emitida e a densidade.

Regra de mudança da densidade: O ajuste de corrente (mAs) deve ser alterado em no mínimo 30 a 35 (por cento) para que haja uma modificação notável na densidade radiográfica. Portanto, se uma radiografia for subexposta o suficiente para ser inaceitável, um aumento de 30percent a 35percent produziria uma alteração notável, mas geralmente não seria suficiente para corrigir a radiografia. Uma boa regra geral sugere que a duplicação geralmente é a alteração mínima do mAs necessário para corrigir uma radiografia subexposta (uma que seja muito clara).

B. Contraste

Definição: O contraste radiográfico é definido como a diferença de densidade em áreas adjacentes de uma radiografia ou outro receptor de imagem. Também pode ser definido como a variação na densidade. Quanto maior esta variação, maior o contraste. Quanto menor esta variação ou menor a diferença de densidade de áreas adjacentes, menor o contraste.

O objetivo ou função do contraste é tornar mais visível os detalhes anatômicos de uma radiografia. Portanto, o contraste radiográfico ótimo é importante, sendo essencial uma compreensão do contraste na avaliação da qualidade. Um contraste menor significa escala de cinza mais longa, menor diferença entre densidades adjacentes.

Fatores de controle: O fator de controle primário para contraste é a alta-tensão (kV). A kV controla a energia ou a capacidade de penetração do feixe primário. Quanto maior a kV, maior a energia e mais uniforme é a penetração do feixe de raios X nas várias densidades de massa de todos os tecidos. Assim, maior kV produz menor variação na atenuação (absorção diferencial), resultando em menor contraste.

A alta-tensão (kV) também é um fator de controle secundário da densidade. Maior kV, em raios X de maior energia, e estes chegando ao filme produzem um aumento correspondente da densidade geral. Uma regra simples e prática afirma que um aumento de 15 (por cento) na kV produzirá aumento da densidade igual ao produto produzido pela duplicação do mAs.

Sumário: Deve ser usada a maior kV e o menor mAs que proporcionem informação diagnóstica suficiente em cada exame radiográfico. Isto reduzirá a exposição do paciente e, em geral resultará em radiografias com boas informações diagnósticas (o equipamento deve permitir).

C. Detalhe

Definição: O detalhe pode ser definido como a nitidez de estruturas na radiografia. Essa nitidez dos detalhes da imagem é demonstrada pela clareza de linhas estruturais finas e pelas bordas de tecidos ou estruturas visíveis na imagem radiográfica. A ausência de detalhes é conhecida como borramento ou ausência de nitidez.

Fatores de controle: A radiografia ideal apresentará boa nitidez da imagem. O maior impedimento para a nitidez da imagem relacionado ao posicionamento é o movimento.

Outros fatores que influenciam no detalhe são tamanho do ponto focal, DFoFi (Distância foco-filme) e DOF (Distância objeto-filme). O uso de menor ponto focal resulta em menor borramento geométrico, ou seja, em uma imagem mais nítida ou melhores detalhes. Portanto, o pequeno ponto focal selecionado no painel de controle deve ser usado sempre que possível.

A perda de detalhes é causada com maior freqüência por movimento, seja voluntário ou involuntário, basicamente controlado pelo uso de dispositivos de imobilização, controle respiratório e uso de pequenos tempos de exposição.

O uso do pequeno ponto focal, a menor DOF possível e uma DFoFi maior, também melhora os detalhes registrados ou a definição na radiografia conforme descrito e ilustrado adiante.

Sumário para controle de detalhes:

1. Pequeno ponto focal – usar pequeno ponto focal, sempre que possível, para melhorar os detalhes.

2. Menor tempo de exposição – usar menor tempo de exposição possível para controle voluntário e movimento involuntário.

3. Velocidade filme/écran – Usar velocidade filme-écran mais rápida para controlar os movimento voluntário e involuntário.

4. DF_oF_i – usar maior DF_oF_i para melhorar os detalhes.

5. DOF – usar menor DOF para melhorar os detalhes.

D. Distorção

Definição: O quarto fator de qualidade da imagem é a distorção, que pode ser definida como a representação errada do tamanho ou do formato do objeto projetado em meio de registro radiográfico. A ampliação algumas vezes é relacionada como um fator separado, mas, como é uma distorção do tamanho, pode ser incluída com a distorção do formato. Portanto, a distorção, seja de formato ou de tamanho, é uma representação errada do objeto verdadeiro e, como tal, é indesejável.

Entretanto, nenhuma radiografia é uma imagem exata da parte do corpo que esta sendo radiografada. Isso é impossível porque há sempre alguma ampliação e/ou distorção devido á DFoFi e à divergência do feixe de raios X. Portanto, a distorção deve ser minimizada e controlada.

Divergência do feixe de raios X

Este é um conceito básico, porém importante, a ser compreendido em um estudo de posicionamento radiográfico. A divergência do feixe de raios X ocorre porque os raios X originam-se de uma fonte estreita no tubo e divergem ou espalham-se para cobrir todo o filme ou receptor de imagem.

O tamanho do feixe de raios X é limitado por colimadores ajustáveis, que absorvem os raios X periféricos dos lados, controlando, assim, o tamanho do campo de colimação. Quanto maior o campo de colimação e menor o DFoFi, maior o ângulo de divergência nas margens externas. Isso aumenta o potencial de distorção nestas margens externas.

Sumário: A distorção, que é um erro na representação do tamanho e do formato da imagem radiográfica, pode ser minimizada por quatro fatores de controle:

1. DF_oF_i – Aumento da DF_oF_i diminui a distorção (também aumenta a definição).

Obs.1: A distância DFoFi padrão é de 102 a 107 cm, apesar de haver estudos flexibilizando essa distância para até 122 cm a fim de reduzir a exposição do paciente e de melhorar os detalhes por minimizar a divergência do feixe. Mas em função do aumento do fator mA (aumento de 50percent na mudança de 102 para 122 cm) a distância padrão acima permanece.

2. DOF – Diminuição da DOF diminui a distorção (combinada a um pequeno ponto focal, a diminuição da DOF também aumenta a definição).

3. Alinhamento do objeto – A distorção é diminuída com o alinhamento correto do objeto filme (o plano do objeto está paralelo ao plano do filme).

4. RC – O posicionamento correto do RC reduz a distorção porque a porção mais central do feixe de raios X com a menor divergência é mais bem utilizada.

Luciano Santa Rita Oliveira

Contatos: Tecnologo@Lucianosantarita.Pro.Br

Luciano Santa Rita Oliveira é Pós-graduado em Gestão da Saúde e Administração Hospitalar, tecnólogo em radiologia, supervisor de estágio e professor das disciplinas de Incidências Radiológicas, Imaginologia, Manutenção e Calibração de Equipamentos e Radiologia Industrial do Curso Superior de Tecnologia em Radiologia da Universidade Iguaçu (UNIG), membro da Comissão de Radioproteção do Exército (COMRAD), também atuando como profissional de Proteção Radiológica e Detecção das Radiações Ionizantes do Centro Tecnológico do Exército.

do site do autor:www.radiologiatec.cjb.net

Fonte: http://www.tecnologiaradiologica.com/index.html#inicio