1) O documento discute os princípios físicos envolvidos no uso de raios-X para diagnóstico médico, incluindo a produção de feixes de raios-X e como são absorvidos por diferentes materiais. 2) Os raios-X são produzidos quando elétrons de alta velocidade colidem com o alvo de um tubo de raios-X, gerando radiação de frenagem (bremsstrahlung) e raios-X característicos. 3) Diferentes materiais absorvem raios-X de

1. A FÍSICA DO DIAGNÓSTICO COM RAIOS-X
Não existe provavelmente nenhum internauta que não tenha feito diversos diagnósticos com raios-X dos seus dentes
ou de outras partes do seu corpo. O uso dos raios-X no diagnóstico de vários problemas médicos é tão comum que
quase a metade das pessoas no Brasil fazem no mínimo um raio-X por ano. Os pacientes em hospitais fazem mais ou
menos um estudo de raios-X a cada três dias. Em 1976, mais de 600 milhões de raios-X dentários e médicos foram
feitos nos Estados Unidos. Este capítulo discute os princípios físicos envolvidos no uso de raios-X em diagnósticos
de medicina. Os usos terapêuticos de raios-X e os perigos dos raios-X serão discutidos posteriormente.
Röentgen analisou minuciosamente as características dos raios-X. Ao responder a um entrevistador a pergunta "O
que você pensava sobre a descoberta dos novos raios?" ele disse: "Eu não pensava, Eu investigava". Suas
investigações estabeleceram muitos fatos básicos sobre a física dos raios-X. Discutiremos somente aqueles aspectos
relacionados com o uso de raios-X na medicina.
O campo da radiologia tem três ramos principais:
• radiologia diagnóstica
• terapia com radiação
e
• medicina nuclear
As três áreas tem relativamente muito pouco em comum, exceto que cada uma usa uma parte do espectro
eletromagnético e já teminou o tempo em que um radiologista praticava todas as três áreas simultanea-mente. Hoje
um médico envolvido com radiologia pode necessitar de três ou quatro anos de treinamento (residência) em uma
destas áreas de especialização. Em 1976 existiam mais ou menos 10.000 médicos de radiologia diagnóstica
(RÖENTGENlogistas), 1.000 radioterapêutas, 3.000 especialistas em medicina nuclear, nos Estado Unidos.
Enquanto as maiores sociedades radiológicas são constituídas de membros de todas as três especialidades, esta
situação está mudando rapidamente à medida que a terapia de radiação e a medicina nuclear crescem em
importância. Organizações separadas para terapêuticas (American Society of Therapeutic Radiologists) e para
especialistas em medicina nuclear (The Society of Nuclear Medicine) tem feito as sociedades radiológicas
convencionais (The Radiological Society of North America e a American Röentgen - Ray Society) tornarem-se mais
"diagnóstica". Em alguns países radiologistas significa radiologista de diagnóstico
Radiologistas de diagnósticos freqüentemente se especializam em áreas particulares tais como, radiologia pediátrica,
neuroradiologia, radiologia cardiovascular. De um médico especialista em uma destas áreas é usualmente requerido
um treinamento de um ano além dos requisitos da residência para a radiologia de diagnóstico.
Arraste o mouse sobre o manequin ao lado para ver a radiografia do corpo
16.1 PRODUÇÃO DO FEIXE DE RAIOS-X
Um elétron de alta velocidade pode converter uma parte ou toda energia num fóton de raio-X, quando ele colide
com um átomo, assim precisamos acelerar elétrons para produzirem os raios-X. A tentativa de acelerar um elétron
no ar é difícil pois existem muitos elétrons nos átomos - mais ou menos 4 x 10 20 em 1 cm3, ao invés do elétron seguir
adiante ele choca-se com outros elétrons (Fig. 2). Assim é necessário eliminar a maioria dos elétrons, e isto é feito
usando um tubo de vidro (tubo de raios-X) do qual foram evacuados a maioria dos átomos. Para cada 1 bilhão de
átomos no ar, somente um átomo permanece no tubo de raios-X evacuado, e os elétrons podem viajar sem
impedimento.
Os componentes principais de uma unidade moderna de raios-X são:
1. uma fonte de elétrons - um filamento ou cátodo;
2. um espaço evacuado no qual os elétrons são acelerados;
3. um potencial positivo alto para acelerar os elétrons negativos; e
4. um alvo, ou ânodo, no qual os elétrons colidem para produzirem raios-X (Fig. 3).
Você pode perceber que uma casa comum tem um dispositivo que contém os mesmos componentes - uma TV a
cores. Nas TV’s a cores, voltagens bastante altas (~ 25 kV) são usadas para acelerar os elétrons. Embora poucos
anos atrás numerosas TV’s coloridas defeituosas produziam quantidades mensuráveis de raios-X, no momento
presente é seguro assumir que o principal perigo de uma TV colorida está nos programas que você assiste. Os raios-
X não são emitidos de uma TV branco e preto por que os fótons de raios-X produzidos são muito fracos e são
absorvidos nas paredes de vidro do tubo.

2. Os raios-X de Röentgen foram produzidos por elétrons (raios catódicos) de um gás ionizado no seu tubo de raios
catódicos. Em 1915, Coolidge inventou um tubo de raios-X que produzia elétrons pela "excitação" deles para fora de
um filamento rubro-aquecido, e o moderno tubo de raios-X típico é um refinamento deste projeto. Num moderno
tubo de raio-X o número de elétrons acelerados em direção ao ânodo depende da temperatura do filamento, e a
máxima energia dos fótons de raios-X produzida é determinada pela voltagem aceleradora - pico kilovolt (kVp). Um
tubo de raio-X operando em 80 kVp produzirá raios-X com um espectro de energia até um máximo de 80 keV.
O pico de kilovolt usado para um estudo com raio-X depende da espessura do paciente e do tipo de estudo que está
sendo feito. Estudos com raio-X dos seios (mamografia) são usualmente feitos em 25 a 50 kVp, enquanto alguns
hospitais usam até 350 kVp para raios-X do tórax.
A intensidade de um feixe de raios-X produzidos quando os elétrons colidem com o ânodo é altamente dependente
do material do ânodo. Em geral, quanto maior o número atômico (Z) do alvo, mais eficientemente os raios-X são
produzidos. O material usado no alvo deve também ter um alto ponto de fusão desde que o calor produzido quando
os elétrons são freados na superfície do alvo é substancial. Praticamente todos tubos de raios-X usam alvos de
tungstênio. O Z do tungstênio é 74 e seu ponto de fusão é cerca de 3.400 ºC.
A corrente de elétrons que colide com o alvo é tipicamente de 100 a 500 mA - algumas unidades às vezes tem
correntes de mais de 1.000 mA. A potência imposta na superfície do alvo pode ser muito grande. Recorde-se que a
potência P é dada por P = I.V, onde I está em ampères, V é em volts, e P está em watts. A potência no alvo de um
tubo de raios-X com uma corrente de 1 A operando em 100 kV (10 5V) é 1 x 105 W ou 100 kW, e cerca de 99% desta
potência aparece como calor. A razão da energia dos fótons de raios-X pela energia do calor é aproximadamente 10 -9
ZV, onde Z é o número atômico do alvo. Para 100 kV sobre o alvo de tungstênio ( Z = 74), é mais ou menos 0.007
ou 0,7% da energia nos fótons de raios-X. Uma potência de 100 kW leva uma xícara de água fria ao ponto de
ebulição em menos de 1 segundo e pode aquecer uma casa típica num dia de penoso frio de inverno. Num tubo de
raios-X esta potência está concentrada numa área do ânodo de somente uns poucos milímetros quadrados, criando
um sério problema de superaquecimento. Se 100 kW é mantido sobre um alvo por 1 segundo, ela pode fundí-lo.
A maioria dos tubos de raios-X tem dois filamentos que podem ser trocados para produzirem uma grande ou
pequena pinta focal. Uma pequena pinta focal produz menos obscurescimento da imagem de raios-X que uma pinta
focal grande (ver Seção 3), mas ela concentra o calor sobre uma área menor do alvo, aumentando as chances de um
superaquecimento e estragos. Muitos anos atrás engenheiros radiológicos encontraram um modo de aumentar a área
de colisão de elétrons no alvo para evitar o superaquecimento sem aumentar o obscurecimento da imagem de raios-
X. Esta técnica, chamada princípio da linha-foco, está ilustrada na Fig. 4. devido ao ângulo do alvo, tipicamente 10º
a 20º, a mancha focal projetada é menor que a área de colisão de elétrons; ela é análoga à curta sombra produzida
por um homem alto quando o sol está quase diretamente sobre a sua cabeça. (Figura 4)
O segundo grande avanço no projeto de ânodos para evitar superaquecimento foi o desenvolvimento em 1930 por
Bouwers do ânodo rotatório do tubo de raio-X (ver Fig. 3). A razão rotacional normal do ânodo é 3.600 rpm, e o
calor é espalhado sobre uma grande área quando o ânodo roda. Contudo, ainda é fácil superaquecer e prejudicar o
alvo (Fig.5), e assim os fabricantes de raios-X indicam no mapa de carregamento do tubo quanta energia pode ser
seguramente depositada no alvo num curto período de tempo (Fig.6). Quando uma curta exposição é usada, o ânodo
nem sempre executa uma rotação completa em 3.600 rpm e assim sua capacidade de calor completa não é utilizada.
Por esta razão, ânodos especiais de alta velocidades que operam à razão de até 104 rpm foram desenvolvidos.
Desde que qualquer objeto girando pode fazer vibrações se não estiver cuidadosamente balanceado, é possível para
alvos pesados girantes destruir o frágil envolucro de vidro do tubo de raios-X. Mesmo uma pequena tripidação pode
produzir grandes forças a 104 rpm. Também, se mesmo um pequeno desbalanceamento ocorre na frequência natural
do sistema, a energia é adicionada ao sistema em fase com a frequência de vibração natural (muito parecido quando
uma criança num balanço é empurrada no tempo próprio), e esta ressonância pode destruir o tubo de raios-X.
Embora seja incomum que a frequência de ressonância ocorrerá em exatamente a mesma frequência operacional de
104 rpm, quando o ânodo escorrega lentamente até parar depois que a chave de potência foi desligada ele passará
através de uma ou mais ressonâncias do tubo. Para evitar quebra o ânodo girante é rapidamente travado de modo que
ele passa rapidamente através dessas ressonâncias.
Embora a energia da maioria dos elétrons colidindo com o alvo é dissipada na forma de calor, os poucos elétrons
remanescentes produzem raios-X úteis. Muitas vezes um destes elétrons chegam perto o suficiente do núcleo de um
átomo do alvo para ser desviado de sua trajetória e emite um fóton de raio-X que tem alguma de sua energia (Fig.
7a). Os raios-X produzidos deste modo tem um nome alemão fantasioso, bremsstrahlung, que significa "radiação de
freamento". Bremsstrahlung é também chamada radiação branca desde que ela é análoga à luz branca e tem uma
série de comprimentos de ondas. A quantidade de bremsstrahlung produzida para um dado número de elétrons
colidindo com o ânodo depende de dois fatores:
1. o Z do alvo - quanto mais prótons no núcleo, maior a aceleração dos elétrons - e

3. 2. o pico de kilovolt - quanto mais rápido os elétrons, mais provavelmente eles penetrarão na região do
núcleo.
Algumas vezes um elétron rápido colide com um elétron K num átomo do alvo e coloca-o fora de sua órbita e libera-
o do átomo. O vazio na camada K é preenchido quase imediatamente quando um elétron de uma camada mais
externa do átomo cai nela, como indicado esquematicamente na Fig. 7b, e no processo, um K-fóton de raio-X
característico é emitido. Um fóton de raio-X emitido quando um elétron cai do nível L ao nível K é chamado um
raio-X Kα -característico, e aquele emitido quando um elétron cai da camada M à camada K é chamado raio-X K α .
Desde que as energias dos elétrons em várias camadas de um átomo são precisamente determinadas pela sua
natureza, um elétron caindo de uma camada externa a uma camada interna sempre produzirá um raio-X com uma
energia característica daquele átomo. A Tabela 1 dá as energias dos raios-X Kα de vários elementos. ( O K-edge é
explicado na próxima seção). Os raios-X característicos são de pouco uso no momento exceto em mamografia, onde
um alvo de molibdênio com raios-X Kα de cerca de 18 keV é algumas vezes usados.
TABELA 1. Energias aproximadas dos raios-X Kα e K-Edge para vários elementos.
Kα (keV) K-Edge(keV)
Alumínio 1.5 1.6
Cálcio 5 6
Cobre 8 9
Molibdênio 17.5 20
Iôdo 28 33
Tungstênio 59 70
Chumbo 75 88
O espectro de raios-X produzidos por um moderno gerador de raios-X é mostrado na Fig. 8. A curva suave clara é
devida ao bremsstrahlung, e a ponta representa os raios-X característicos. Muitos dos fótons de baixa-energia
("soft") de raios-X produzidos são absorvidos na parede de vidro do tubo de raios-X.
2 COMO OS RAIOS-X SÃO ABSORVIDOS
Os raios-X não são absorvidos igualmente bem Por todos os materiais; se eles fossem, eles não seriam muito úteis
em diagnósticos. Elementos pesados tais como o cálcio são muito mais absorvedores de raios-X que os elementos
leves tais como o carbono, oxigênio, e hidrogênio, e como resultado, estruturas contendo elementos pesados, como
ossos, sobressaem claramente. Os tecidos moles - gordura, músculos e tumores - absorvem todos mais ou menos
igualmente bem e são assim difíceis de distinguir um do outro numa imagem de raios-X. É claro, o ar é um pobre
absorvedor de raios-X (Fig. 9).
A atenuação de um feixe de raio-X é sua redução devida a absorção e espalhamento de alguns dos fótons para fora
do feixe. Um método simples de medida da atenuação de um feixe de raios-X está mostrado na Fig. 10. Um feixe
estreito de raios-X é produzido com um colimador - uma placa de chumbo com um buraco nele - e um detetor de
raio-X mede a intensidade do feixe. A intensidade do
feixe não atenuado é I0. Quando folhas de alumínio são introduzidas no feixe, a intensidade I decresce
aproximadamente exponencialmente como mostrado na Fig. 11. (Ver Apêndice A para uma discussão geral do
comportamento exponencial). Os raios-X de mais baixa energia (soft) são absorvidos mais facilmente que os raios-X
de energia mais alta (duros); a maior penetração dos raios-X duros está mostrada pelo achatamento da curva na Fig.
11.
A intensidade de um feixe de raios-X monoenergético decrescerá exponencialmente como mostrado pela linha
tracejada na Fig. 11. A equação exponencial descrevendo a curva de atenuação para um feixe de raio-X
monoenergético é
I = I0 e-µ x .................................(1)
onde e = 2,718, x é a espessura do atenuador, e µ é o coeficiente de atenuação linear do atenuador. O coeficiente de
atenuação linear é dependente da energia dos fótons de raios-X; quando o feixe torna-se mais forte, ele decresce.
O meio-valor de camada (Half-Value Layer = HVL) para um feixe de raios-X é a espessura de um dado material que
reduz a intensidade do feixe pela metade. O HVL para o feixe de raio-X na Fig. 11 é 2,5 mm Al. Note que um outro
3,5 mm Al é necessário para reduzir a intensidade à metade novamente; este valor é o segundo HVL. Para um feixe
de raio-X monoenergético, o segundo HVL é igual ao primeiro. O HVL está relacionado ao coeficiente de atenuação
linear por
HVL = (0.693) / µ

4. No chumbo o HVL do feixe de raio-X da Fig.11 será cerca de 0.1 mm. Você pode ver por que o chumbo é usado
como material de proteção. Uma folha de chumbo de 1,5 mm de espessura (1/16 in.) será cerca de 15 HVL's e
reduzirá a intensidade do feixe por um fator de 215 ou cerca de 30.000!
A energia equivalente de um feixe de raio-X é determinada pelo seu HVL; é a energia de um feixe de raio-X
monoenergético com o mesmo HVL. Por exemplo, um conjunto típico de raio-X operando a 80 kVp com um filtro
de 3 mm Al terá um HVL de cerca de 3 mm Al. Desde que um feixe de raios-X monoenergético de 28 keV também
tem um HVL de 3 mm Al, a energia equivalente do feixe de raio-X será 28 keV.
O coeficiente de atenuação de massa µ m é usado para remover o efeito da densidade quando se compara a atenuação
de vários materiais. O coeficiente de atenuação de massa de um material é igual ao coeficiente de atenuação linear µ
dividido pela densidade ρ do material. A equação 1 pode ser reescrita como
I = I0 e-(µ /ρ )(ρ x) = I0 e-µ m(ρ x) .................................(2)
A quantidade ρ está em gramas por centímetro quadrado e é algumas vezes chamada de densidade de área; µ m está
em centímetros quadrados por grama. O coeficiente de atenuação de massa enfatiza que a massa é a principal
responsável pela atenuação dos raios-X. Isto é, 1,0 g de chumbo cobrindo uma área de 1 cm 2 absorverá a mesma
quantidade de raios-X se sua densidade é de 11 g/cm 3 ou se ela está misturada com plástico para reduzir sua
densidade a 2 g/cm3 . O HVL em unidades de densidade de área (g/cm2 ) é dado por 0.693/µ m.
A Fig. 12 mostra o coeficiente de atenuação de massa da gordura, músculo, osso, iôdo e chumbo
como uma função da energia do raio-X. Note que na base de grama-por-grama, o iôdo é melhor absorvedor que o
chumbo por cerca de 30 até 90 keV. Este fenômeno é devido ao efeito fotoelétrico.
O efeito fotoelétrico é um dos meios de perda de energia de raios-X no corpo. Ele ocorre quando o fóton de raio-X
incidente transfere toda sua energia a um elétron que então escapa do átomo (Fig. 13a). No fotoelétrico o elétron usa
alguma de sua energia (energia de ligação) para desligar-se do núcleo positivo e passa o restante arrancando elétrons
(ionizando) os átomos vizinhos.
O efeito fotoelétrico está mais apto a ocorrer no campo elétrico intenso próximo do núcleo do que nos níveis mais
externos do átomo, e é mais comum nos elementos com alto Z do que naqueles com baixo Z. É claro, para um dado
elétron ser libertado sua energia de ligação deve ser mais baixa que a energia do raio-X. A energia de ligação de um
K- elétron no iôdo é 33 keV, enquanto que no chumbo é de 88 keV, e de 33 a 88 keV um fóton de raio-X pode
liberar um K- elétron do iôdo mas não do chumbo. Quando a energia de um raio-X é apenas ligeiramente maior que
a energia de ligação, a probabilidade que o efeito fotoelétrico ocorrerá decresce grandemente, e isto explica o
estreito aumento na curva para o iôdo em 33 keV e na curva para o chumbo em 88 keV na Fig. 12. Estes estreitos
aumentos são chamados K-edges. Os elementos no osso, músculo e gordura tem K-edges, mas eles são de tão baixas
energias ( ~ 6 keV para o cálcio) que eles não aparecem na Fig. 12. As energias K-edges para alguns elementos
comuns são dadas na Tabela 1.
Uma outra maneira dos raios-X perderem energia no corpo é pelo efeito Compton. Em 1922 A.H. Compton sugeriu
que um fóton de raio-X pode colidir com um elétron externo fracamente ligado de maneira muito parecida de como
uma bola de bilhar colide com outra bola de bilhar. Na colisão, o elétron recebe parte da energia e o restante é dado
a um fóton Compton (espalhado), que então viaja numa direção diferente daquela do raio-X original. (Fig. 13b).
A energia transferida ao elétron pode ser calculada da mesma maneira que a energia transferida durante uma colisão
de bolas de bilhar, usando as leis de conservação de energia e do momento. O raio-X tem uma massa efetiva m de
E/c2( da famosa equação de Einstein E = mc 2), e seu momento é E/c. Podemos também calcular a energia
equivalente da massa do elétron e encontrar 511 keV, e o efeito Compton é mais provável ocorrer quando o raio-X
tem esta energia (14).
O número de colisões Compton depende somente do número de elétrons por centímetro cúbico, que é proporcional à
densidade. Um grama de osso tem mais ou menos o mesmo número de elétrons que 1 g de água, e assim o número
do colisões Compton será mais ou menos o mesmo. Note que na 12 os coeficientes de atenuação de massa para a
gordura, músculo e osso são essencialmente idênticos em 150 keV onde o efeito Compton é dominante. Entretanto,
desde que o efeito fotoelétrico está mais apto a ocorrer em materiais com altos Z do que em materiais com baixo Z, a
fração dos raios-X que perdem energia pelo efeito Compton é maior nos elementos com baixo Z. Por exemplo, na
água ou tecido mole, o efeito Compton é mais provável que o efeito fotoelétrico em energias acima de mais ou
menos 30 keV. Mesmo no osso o efeito Compton é mais provável que o efeito fotoelétrico em energias acima de
100 keV.
A produção de pares é o terceiro maior meio dos raios-X entregarem energia. Quando um fóton muito energético
entra no campo elétrico intenso do núcleo, ele pode ser convertido em duas partículas: um elétron e um pósitron (e +),
ou elétron positivo. O fornecimento de massa para as duas partículas requer um fóton com uma energia de no

5. mínimo 1.02 MeV, e o resto da energia é dada para as partículas como energia cinética. O pósitron é um pedaço de
anti-matéria. Depois de ter gasto sua energia cinética na ionização ele faz uma dança da morte com o elétron. Ambos
então desaparecem, e sua energia-massa usualmente aparece como dois fótons de 511 keV cada, chamados radiação
de aniquilação (Fig.13c).
Desde que o mínimo de 1.02 MeV é necessário para produção de pares, este tipo de interação é importante somente
em energias muito altas (14). Devido ao campo elétrico intenso do núcleo estar envolvido, a produção de pares está
mais apta a ocorrer nos elementos com alto Z do que nos elementos com baixo Z.
Quanto destas interações estão relacionadas à radiologia diagnostica? Você pode ver que a produção de pares é uma
das não usadas na radiologia diagnostica Por causa das altas energias necessárias e que o efeito fotoelétrico é mais
útil que o efeito Compton porque ele permite-nos ver ossos e outros materiais pesados tais como balas no corpo. Em
30 keV o osso absorve raios-X cerca de 8 vezes mais do que o tecido devido ao efeito fotoelétrico. Para fazer melhor
uso do efeito fotoelétrico os radiologistas frequentemente injetam materiais com alto Z, ou meios de contrastes, em
diferentes partes do corpo. Compostos contendo iôdo são frequentemente injetados no fluxo sangüíneo para mostrar
as artérias (15a), e uma mistura oleosa contendo iodo é algumas vezes espalhada nos pulmões para tornar o fluxo
aéreo visível (Fig. 15b).Os radiologistas dão compostos de bário oralmente para ver as partes da região
gastrointestinal superior (GI superior) e lavagens intestinais com bário para ver a outra extremidade do aparelho
digestivo (GI inferior) (Fig. 15 c).
Desde que os gases são absorvedores mais pobres de raios-X que os líquidos e sólidos, é possível usar ar como um
meio de contraste. Quando um pneumoencefalograma é realizado, o ar é usado para trocar alguns dos fluidos nos
ventrículos do cérebro (Fig 16). Num estudo de contraste-duplo, o bário e o ar são usados separadamente para
mostrar o mesmo órgão (Fig. 15 c e d).
Para obter informarão adicional de um estudo de contraste das artérias é possível usar uma técnica de subtração em
que um raio-X feito após a injeção de um meio contraste é fotograficamente subtraído de um raio-X da mesma parte
do corpo feita antes do meio contraste ser injetado. Uma subtração de raio-X contém informações que não podem
ser vistas em nenhum dos dois raios-X convencionais (Fig.17).
Se o efeito fotoelétrico não existisse e os radiologistas tivessem de confiar no efeito Compton, os
raios-X seriam muito menos úteis por que o efeito Compton depende somente da densidade do material. O osso é
cerca de duas vezes mais denso que o tecido mole e ainda seria visto num filme de raio-X tomado com raios-X de
alta-energia, mas o contraste seria baixo. Este baixo contraste não é sempre indesejável, entretanto; Por exemplo,
num raio-X do peito as costelas são freqüentemente de nenhum interesse e ocultam um pouco os pulmões, e alguns
centros médicos usam potenciais ( ~ 350 kVp) para fazer as costelas menos aparente (Fig. 18)
O efeito Compton degrada seriamente as imagens de raios-X das partes espessas do corpo desde que ela espalha a
radiação que atinge o paciente e incide no filme, reduzindo a informação útil ao reduzir o contraste da imagem.
Métodos usados para reduzir a quantidade de radiação espalhada incidindo no filme são discutidos na Seção 3.
3 FAZENDO UMA IMAGEM DE RAIO-X
É relativamente fácil fazer uma imagem de raio-X, ou Röentgenograma - tudo o que é necessário é uma fonte de
raios-X e um filme embrulhado num papel preto sobre o qual será gravada a imagem. Entretanto, para fazer uma boa
imagem de raios-X, mantendo a exposição aos raios-X a um mínimo, requer considerável conhecimento e o uso de
modernas tecnologia. Nesta seção discutimos como uma moderna imagem de raios-X é produzida e os fatores que
influenciam a qualidade, ou o detalhe, da imagem. Alguns dos mesmos fatores afetam a qualidade das imagens
fluoroscópicas (ver Seção 5).
Infelizmente, os raios-X não podem ser focalizados para fazer um retrato como com uma câmara. As imagens de
raios-X são basicamente imagens dos lançamentos de sombras no filme pelas várias estruturas do corpo; elas foram
certa vez chamados de radiografias, a qual é em Grego a grafia de sombras. Para melhor entender os problemas
físicos da gravação de nítidas sombras de raios-X, vamos considerar os problemas de lançamento de nítidas sombras
com luz visível.
Você pode tentar os experimentos ilustrados na Fig. 19 com suas mãos como o objeto. Uma grande lâmpada produz
uma sombra borrada porque a luz das diferentes partes do bulbo arremessam sombras em diferentes lugares. A faixa
borrada da sombra é chamada a penumbra, que significa "próximo de sombra". A largura da penumbra pode ser
calculada das dimensões da lâmpada e das distâncias ao objeto e o papel (Fig. 20). A penumbra pode ser reduzida
usando uma lâmpada de diâmetro menor ou movendo-se o objeto para mais perto do papel (Fig. 19b e c). (Mover as
lâmpada para mais longe tambémém reduz a penumbra

6. Um outro problema envolvido no arremesso de sombras nítidas está ilustrado na Fig 19d. O sedimento na água
absorve um pouco da luz e espalha bastante a luz que não é absorvida.
Os problemas envolvidos na obtenção de boas sombras de raios-X são análogos, e o borramento pode ser reduzido
usando um pequeno ponto focal, posicionando o paciente tão perto do filme quanto possível (e aumentando a
distância entre o tubo de raios-X e o filme tanto quanto possível), e reduzindo a quantidade de radiação espalhada
incidindo no filme tanto quanto possível. É necessário também evitar movimentos durante a exposição, desde que os
movimentos provocam os borrões.
O tamanho nominal do ponto focal em muitas unidades de raios-X são de 1 mm (ponto focal pequeno) e de 2 mm
(ponto focal grande). Entretanto, os pontos focais são sempre aproximadamente maiores que os tamanhos nominais.
Além disso, um ponto focal geralmente não é uniforme e algumas vezes parece ser dois pontos muito juntos. O
tamanho real do ponto focal pode ser determinado por várias técnicas. A aproximação física é fazer uma imagem de
um furinho de ponto focal e calcular a razão do tamanho do ponto focal do tamanho da imagem e das distâncias
envolvidas (Fig. 21). Num outro método de medir o ponto focal, uma placa metálica com modelos de aberturas de
diferentes tamanhos é colocada 20 cm acima de um filme de raio-X e uma exposição é feita (Fig. 22). A penumbra
impede os pequenos modelos de serem resolvidos, e o menor dos modelos que podem ser resolvidos indicam o
tamanho do ponto focal. Uma vantagem desta técnica é que ela visualmente demonstra a perda de detalhes devida ao
tamanho do ponto focal.
Embora diminuindo o tamanho do ponto focal reduz-se a penumbra, ele tambémém necessita abaixamento de
potência para evitar estragos no alvo (ver Fig. 6). Isto reduz a intensidade do feixe de raios-X, requerendo uma
exposição maior que usualmente resulta no borramento devido ao movimento do paciente.
Embora o paciente seja colocado tão próximo do filme quanto possível afim de reduzir a penumbra, algumas vezes é
possível também para reduzir ainda mais a penumbra aumentar a distância do tubo de raios-X até o filme. Filmes do
tórax são usualmente feitos de uma distância de 180 cm (72 in.) Por esta razão. Infelizmente, aumentando a distância
reduz a intensidade do feixe de acordo com a lei do inverso do quadrado, tornando-a impraticável para fazer muitos
raios-X de uma grande distância; em 90 cm (36 in.) a intensidade de raios-X é quatro vezes aquela em 180 cm.
Para obter uma imagem de raio-X satisfatória de partes espessas do corpo tal como o abdômen e quadril, é
necessário reduzir a radiação espalhada no filme. A quantidade de radiação espalhada no filme depende de algum
modo da energia dos raios-X, mas a espessura do tecido Por onde o feixe de raios-X passa é o fator mais importante
- quanto mais espesso o tecido, maior o espalhamento. Também, quanto mais largo o feixe, maior o espalhamento, e
assim um simples modo de reduzir a radiação espalhada é mantendo o feixe de raios-X tão pequeno quanto possível.
O modo mais significante de reduzir a quantidade de radiação espalhada atingindo o filme é usando uma grade
consistente de uma série de tiras de chumbo e plástico. As tiras são alinhadas de modo que os raios-X não
espalhados da fonte atravessará as tiras de plástico e atingirá o filme enquanto a maioria da radiação espalhada
incidirão nas tiras de chumbo e serão absorvidas (Fig. 23).A grade foi inventada Por G. Bucky em 1915; H.E. Potter
melhorou-a em 1919 fazendo-a mover durante a exposição de modo que as tiras de chumbo não produzam sombras
visíveis na imagem. Algumas grades modernas são estacionárias mas tem tiras de chumbo tão finas (4/mm) que suas
sombras não interferem com a imagem.
A grade mostrada na Fig. 23 é chamada grade focalizadora - ela não foca os raios-X, mas suas tiras são inclinadas
para frente das faces de modo que somente raios-X não espalhados de uma distância ótima (p. ex, 1 m) pode passar
sem impedimento. Quando a fonte de raios-X está muito distante desta distância ótima, muitos dos raio-X não
espalhados serão absorvidos nas tiras de chumbo. Se uma grade focalizadora é colocada ao contrário, somente o
centro do campo será visto na imagem..
Se dois raios-X equivalentes são feitos, um com grade e um sem grade, aquele um tomado com a grade será mais
claro Por causa do espalhamento reduzido. Entretanto, ele também requer uma maior exposição do paciente. Desde
que reduzindo o espalhamento reduz o escurecimento do filme, é necessário aumentar a exposição a fim de obter um
escurecimento ótimo (densidade óptica) do filme. Além disso, uma exposição maior deve ser dada Por que as tiras
de chumbo absorvem um pouco a radiação não espalhada.
Quando você faz uma raio-X do tórax, o tecnólogo diz a você para segurar sua respiração pois reduzindo o
movimento reduz o borrado. Entretanto, não é possível "segurar" o movimento do coração, e os raios-X do coração
são de algum modo borrados. Este borramento pode ser reduzido fazendo a exposição tão curta quanto possível. O
desejo de encurtar as exposições tem conduzido ao desenvolvimento de tubos de raios-X com grandes capacidades
de corrente que podem produzir intensos feixes de raios-X.
A maioria das imagens de raios-X são feitas num filme especial levemente comprimido entre duas telas
intensificadoras - cartões cobertos com uma fina cobertura de cristais (p.ex, CaWO 4) que absorvem bem os raios-X e
emitem luz visível ou UV (fluorescência) quando atingida por raios-X

7. (Fig. 24).
O filme é coberto em ambos os lados com emulsão sensível à luz, e cada lado faz uma "figura" da luz da tela
intensificadora com a qual ela está em contato. As telas intensificadoras são muito mais eficientes para fazer
imagens de raios-X que os filmes sozinhos. Na Seção 4 discutimos exposições de raios-X, e você verá que um raios
dentário tomado com filme somente (técnica de não tela) requer quase 30 vezes a exposição de raio-X de um raio-X
de tórax tomado com tela intensificadora. Entretanto, desde que o filme grava a luz emitida pela tela melhor do que
raios-X incidindo-a, a imagem é mais borrada do que quando o filme sozinho é usado (Fig. 25).
As telas são montadas num cassete com um feltro compressível atrás que mantém o filme e a tela em estreito contato
(Fig.16.24). Para obter um melhor contato, cassetes a vácuo tem sido desenvolvidos; a pressão do ar do lado de fora
mantém uma simples tela em estreito contato com o filme. Cassetes a vácuo são frequentemente usados em
mamografia, onde o borramento deve ser mínimo para permitir os detalhes finos indicativos do câncer a ser visto.
Como quando podemos usar filmes de diferentes velocidades em fotografias, podemos usar filmes de raios-X de
diferentes velocidades na radiologia diagnostica. A velocidade é o inverso da quantidade de exposição em Röentgen
(R) necessária para escurecer o filme de modo que ele transmite somente 10% da luz incidente (densidade óptica =
1.0); isto é, se 0.1 R é necessário, a velocidade é 10 R -1. ( O Röentgen é definido na próxima senão). Em geral,
filmes de alta-velocidades requerem menos exposição, isto é, é mais sensível, mas mostram menos detalhes que os
de baixas-velocidades. Telas intensificadoras também chegam a diferentes sensibilidades; a mais sensível, chamada
tela rápida, são mais eficientes mas mostram menos detalhes na imagem desde que uma camada mais espessa de
cristal é usada nelas. Telas especiais com camadas de cristais finas, chamadas telas detalhes, tem boa resolução mas
requerem mais exposição. Para a maioria dos trabalhos médicos as telas de sensibilidade intermediária, ou telas
"parspeed", são usadas.
É importante usar a exposição apropriada quando se faz uma radiografia; um bom raio-X não seria nem tão escuro e
nem tão claro. Algumas unidades de raios-X tem um medidor automático de
exposição, ou fototimer, que mede os raios-X atingindo o filme e param a exposição no melhor tempo. O primeiro
fototimer foi descoberto Por R.H. Morgan em 1942.
Num raio-X do tórax, você pode ver que se a exposição nos pulmões é boa, alguma das outras partes são bastante
claras (subexposta). Embora este problema não pode ser resolvido, a quantidade de subexposição pode ser reduzida
de vários modos. O filme que tem maior latitude, ou produz um maior intervalo de sombras cinzas úteis na imagem,
pode ser usado, ou a latitude efetiva pode ser aumentada usando uma kilovoltagem mais alta. Algumas
sobreexposições podem ser evitadas usando absorvedores puncionados nas unidades de raios-X para reduzir a
intensidade do feixe sobre as porções finas do corpo.
Depois da exposição de raios-X ter sido feita o filme deve ser desenvolvido (processado). Tanto quanto os
fotógrafos são prejudicados pela falta de cuidado no processamento, muitas radiografias convenientemente tiradas
são inutilizadas Por processamento precário. Quando os produtos químicos estão velhos ou em temperaturas erradas,
as imagens podem ser seriamente degradada. Muito da variabilidade do desenvolvimento manual tem sido reduzido
pelo uso de processadores automáticos de filmes. A operação dos processadores automáticos seriam checadas
diariamente desenvolvendo um filme dado a uma exposição padrão; se o processador não está funcionando
adequadamente, a escuridão da imagem não será correta.
16.4 RADIAÇÃO DE RAIOS-X PARA PACIENTES
Dentro de poucas semanas após Röentgen ter descoberto os raios-X encontrou-se que os raios-X poderiam
prejudicar a pele. Outros perigos dos raios-X são os modos de reduzir a exposição desnecessária com educação
apropriada de todos os operadores de raios-X e aplicação de boas técnicas são discutidas no Capitulo 19. Nesta
seção discutimos a quantidade de radiação recebida de estudos típicos de raios-X e fatores que afetam a radiação
recebida pelo paciente.
A unidade usada para exposição de radiação é o Röentgen (R), uma medida da quantidade de carga elétrica
produzida pela ionizarão do ar; 1 R = 2,58 x 10 -4 C/kg de ar. Exposições típicas recebidas Por um adulto para vários
estudos de raios-X são dados na Tabela 16.2; entretanto, existe uma grande variação na exposição dada em
diferentes instalações médicas. Por exemplo, num estudo de exposições de mais de 500 unidades de raios-X do tórax
nos Estados Unidos, foi encontrado que a radiação recebida Por um paciente "padrão" variou de 3 mR a 2300 mR.
TABELA 2 - Quantidades Típicas de Radiação Recebida Por Adultos nos Estados Unidos em 1974
Estudo de Exposição(mR) Área do feixe/Área do Produto
raios - X filme Área - Exposição
(raps)
Tórax 23 2 0.5
Crânio 270 1.1 1.3

8. Abdômen 560 1.1 4.7
Coluna vertebral superior 230 1.9 1.5
(cervical) 790 1.1 6.6
Coluna vertebral inferior 650 2.9 0.2
(sacro-lombar)
Dental
Desde que uma exposição para uma área maior é mais perigosa que a mesma exposição para uma pequena área, uma
quantidade útil para a descrição de radiação ao paciente é o produto área-exposição (EAP = Exposure-Area
Product), obtida pela multiplicação da exposição em Röentgen pela área em centímetros quadrados. Uma nova
unidade chamada rap (Röentgen-Area Product) tem sido proposta para esta quantidade; 1 rap = 100 R cm 2, e assim
se você receber uma exposição de 0.6 R numa área de 33 cm 2 (Uma típica exposição dentária) você recebe 20 R cm 2
ou 0.2 rap. A Tabela 2 dá valores típicos de EAP para vários estudos de raios-X.
A espessura do tecido pelos quais os raios-X devem passar para atingir o filme afeta a quantidade de radiação ao
paciente. O feixe de raios-X é reduzido Por um fator de cerca de 2 para cada 2,5 cm de espessura de tecido, e assim
um paciente de 25 cm de espessura reduz a intensidade por um fator de cerca de 2 10 ou 1.000. Quando irradiando
com raios-X algumas partes do corpo, tal como o seio e o abdômen, é possível comprimir os tecidos e assim reduzir
a quantidade de radiação necessária (Fig 26). Comprimindo o tecido também resulta numa imagem de densidade
mais uniforme, que é mais fácil para o radiologista interpretar.
O detetor de imagem usado afeta muito a exposição de radiação. Uma combinação de filme-tela sensível requer
muito menos exposição que um sistema de filme não-tela de baixa sensibilidade, mas mostra menos detalhes (ver
Fig. 25).
Em geral, a radiação ao paciente é reduzida quando a kilovoltagem é atingida, desde que raios-X de altas energias
são mais penetrantes que raios-X de baixas energias e assim são provavelmente menos absorvidos no corpo.
Entretanto, raios-X de alta-energia também produzem mais espalhamento. Usando uma grade reduz-se muito a
radiação espalhada mas requer uma exposição maior como explicado na Seção 3. O uso de alta kilovoltagem com
uma grade algumas vezes resulta numa exposição maior que o uso de baixa kilovoltagem sem a grade, mas a
imagem produzida geralmente contém mais informação.
Uns dos mais importantes determinantes da radiação ao paciente é a quantidade de filtração do feixe. Como
explicado na Seção 2, adicionando a filtração reduz-se a intensidade do feixe (Fig. 27). Os filtros seletivamente
removem muito mais raios-X de baixa energia do que raios-X de alta-energia. (Fig.28), e desde que a maioria destes
raios-X de baixa-energia seriam absorvidos no corpo e não atingiriam o filme, o efeito principal da filtragem é
reduzir a exposição do paciente. Os primeiros poucos milímetros de filtragem de alumínio são os mais efetivos na
redução da exposição, e a maioria dos estágios requerem que a filtragem para equipamento de raio-X convencional
seja no mínimo o equivalente de 2,5 mm Al.
As causas da radiação desnecessária aos pacientes são cobertas no Capitulo 19, mas é apropriado mencionar aqui
uma causa comum - o uso dos feixes de raios-X muito maiores que o necessário. Qualquer porção de um feixe de
raio-X que cai fora da área do filme é obviamente desperdiçado e realmente reduz a claridade da imagem por
produção de mais radiação espalhada. Ainda em 1974 a
área do feixe usada para raio-X do tórax nos Estados Unidos era na média duas vezes maior que a área do filme
usada (Tabela 2). A Fig. 29 mostra um feixe de raios-X pobremente colimado. Novos equipamentos médicos de
raios-X comprados nos Estados Unidos depois de 1 de Agosto de 1974, deve ter um dispositivo para colimar o feixe
de raios-X para o tamanho do filme que está sendo usado, mas tais regulamentos não se aplicam as muitas outras
unidades mais velhas ainda em uso
PRODUÇÃO DE IMAGENS VIVAS DE RAIOS-X
FLUOROSCOPIA
Como mencionado previamente, Röentgen descobriu os raios-X notando a fraca luz fluorescente emitida pelos
cristais próximos ao seu tubo de raio-X catódicos.
Não obstante os primeiros pesquisadores tenham usado filmes para fazerem suas primeiras imagens de raios-X,
encontrou-se logo que as imagens de raio-X poderiam ser vistas diretamente numa folha coberta com um material
fluorescente, ou uma tela fluorescente. Técnicas fluoroscópicas são úteis onde movimento, tal como o movimento
do contraste na região digestiva, deve ser estudado. Fluoroscópios convencionais (estilo antigo) são ocasionalmente
usados hoje em hospitais e clínicas devido ao alto custo de trocá-los com os modernos fluoroscópios de imagem
intensificada. Nesta seção discutimos ambos a fluoroscopia convencional e a fluoroscopia de imagem intensificada.

9. A Figura 30 mostra um fluoroscópio convencional. A cobertura da tela fluoroscópica emite fluorescência amarela
quando atingida Por raios-X, e a tela é coberta com uma folha de vidro com chumbo que absorve aproximadamente
toda a radiação transmitida.
A luz produzida na fluoroscopia convencional é muito fraca, e o radiologista vê a imagem com seu sensor de visão
noturna, os bastões, que são cerca de 1.000 vezes mais sensível que os cones usados para a visão diurna mas que não
podem ver com tanto detalhe (ver Capitulo 15, p.346). Desde que os bastões respondem fracamente à luz vermelha,
o radiologista veste óculos de proteção vermelhos por cerca de 30 min antes de ver a tela para adaptar-se ao escuro
dos seus bastões enquanto continua outros trabalhos usando seus cones (Fig.30). Alguns dos operadores iniciais de
fluoroscopia não tomavam o tempo para adaptar-se ao escuro mas em vez disso aumentavam a saída do raio-X para
fazer a imagem de raio-X mais brilhante. Isto dava a ambos, paciente e operador, quantidades maiores de radiação
desnecessária.
Fluoroscópios foram usados em lojas de sapatos como expediente secreto para ajudar vender
sapatos até cerca de 1960, quando eles foram colocados fora da lei nos Estados Unidos (Fig. 31). Eles davam
grandes quantidades de radiação desnecessária à população. A quantidade de radiação espalhada atingindo as
gônodas de pequenos garotos, os usuários desejosos de sapatos fluoroscópicos era muito grande - ele aumentava
muito a dose significante geneticamente da população (ver Capitulo 19, p. 524).
Por ser a luz emitida das telas fluoroscópicas convencionais tão fraca, físicos e engenheiros procuraram meios de
melhorar o brilho da imagem sem aumentar a radiação ao paciente. Em 1948 Coltman desenvolveu o amplificador
de imagem, ou tubo intensificador de imagem. Os componentes básicos deste tubo estão mostrados na Fig.32.Os
raios-X atingem uma tela fluorescente de entrada dentro de um grande tubo evacuado, e os fótons de luz produzidos
atingem o fotocatodo adjacente. Ao atingirem o fotocatodo, alguns dos fótons liberam elétrons (Por meio do efeito
fotoelétrico) que são então acelerados para frente a uma pequena tela de saída fluorescente. Aos elétrons são dadas
energias de até 25.000 eV, e cada um produz muitos fótons de luz quando ele atinge a tela de saída, que é vista pelos
radiologistas, uma câmara se movendo ou uma televisão.
Mesmo quando a luz de saída de um moderno sistema intensificador de imagem pode ser 1.000 vezes maior que
aquela de um fluoroscópio convencional, ela não resulta numa drástica redução na exposição ao paciente. A maioria
do ganho na saída é usado para permitir o radiologista ver a imagem com seus cones, que tem melhor poder de
resolução que seus bastões. O brilho aumentado também torna possível tomar movimentos (cines) da imagem
fluoroscópica (Fig. 33); estes movimentos podem ser estudados num tempo posterior ou usados para ensinar
propósitos.
A Câmara de movimento é algumas vezes trocada com uma câmara de TV e a imagem é vista em um ou mais
monitores de TV. Este arranjo permite os radiologistas usarem muitas das técnicas da indústria de TV, tais como a
gravação em vídeo tape para estudos posteriores e gravação em vídeo para "replay instantâneo". Em 1973 o tubo
armazenador de imagem foi desenvolvido. Este tubo pode "congelar" uma imagem de TV quando uma distribuirão
de cargas elétricas de cerca de 1 milhão de
ilhas microscópicas para estabelecer um sinal estacionário a um monitor convencional de TV sem continuação de
radiação ao paciente. A imagem no monitor de TV pode ser eletronicamente mudada para fazer as diferentes
colorações de cinza mais fácil para ver
6. TOMOGRAFIA
Numa imagem ordinária de raios-X as sombras de todos os objetos no caminho do feixe de raios-X são sobrepostas,
e assim as sombras das estruturas normais podem mascarar ou interferir com as sombras que indicam a doença.
Afim de distinguir as sombras indicadoras de doenças, o radiologista freqüentemente toma imagens de raios-X de
diferentes direções, tais como de frente, de trás, de lado e um ângulo (oblíquo) intermediário. Tomando imagens de
raios-X de cortes do corpo, ou radiografia de seções do corpo, melhor conhecida por tomografia, foi primeiramente
proposta por volta de 1930 como o melhor meio de distinguir estas sombras. A tomografia convencional e a
tomografia computadorizada, que foi desenvolvida em 1972, são discutidas nesta seção.
A ação básica de uma unidade tomográfica linear convencional está mostrada na Fig. 34. O tubo de raios-X e o
filme são ligados mecanicamente e movem-se de modo que as sombras das estruturas num nível escolhido do
paciente - o plano de corte - são arremessadas nos mesmos pontos do filme e assim são fotografadas claramente. As
sombras das estruturas acima ou abaixo do plano de corte são borradas na imagem porque eles atingem pontos
diferentes no filme e servem como um fundo mais ou menos uniforme para as sombras das estruturas no plano de
corte

10. Podemos ilustrar o borrado seletivo dos objetos usando um simples dispositivo para testar equipamentos
tomográficos. O dispositivo, mostrado na Fig. 35 a, é um disco plástico em que números
de chumbo de 1 a 12 são cravados numa espiral, com cada número 1 mm acima do anterior. A Figura 35b é um raio-
X ordinário deste disco, e a Fig. 35 c é uma tomografia dele; note que na tomografia somente o número 5 é
fotografado claramente, enquanto os números adjacentes ao 5 são borrados e os números distantes (1 e 12) não são
visíveis.
O movimento linear simples da unidade tomográfica mostrada na Fig. 34 é útil para muitas situações, mas ela pode
introduzir artefatos confusos; Por exemplo, as sombras das estruturas acima ou abaixo do corte que estão contidas ao
longo da direção do movimento não serão adequadamente borradas. Afim de eliminar muitos dos artefatos, o
movimento do equipamento tomográfico foi feito mais complexo; em muitas unidades modernas o feixe de raios-X
e o filme seguem uma trajetória cicloidal ou elíptica (Fig. 36).
Uma tomografia axial é uma imagem de uma fatia através do corpo e é tomada rodando o tubo de raio-X e o filme
ao redor do paciente (ver Fig. 18.6). As tomografias axiais são úteis no planejamento do tratamento do câncer com
radiação desde que elas freqüentemente mostram as estruturas normais e o tumor.
A tomografia axial foi dramaticamente melhorada em 1972 quando Hounsfield desenvolveu a tomografia axial
computadorizada (CAT), algumas vezes chamada tomografia computadorizada (CT), para a EMI Limitada na
Inglaterra. Hounsfield fez uso de uma técnica para análise de dados por computador que fora originalmente
desenvolvida para uso na astronomia. (Figura 36)
A unidade original CAT, projetada para ser usada na cabeça, está mostrada na Fig. 37. Nesta unidade um tubo de
raios-X com um potencial relativamente alto ( ~140 kVp) produz dois feixes estreitos de raios-X que espalham
linearmente através da cabeça do paciente, e as intensidades dos feixes de raio-X transmitidos são gravados por dois
detetores movendo-se com os feixes sobre o outro lado do paciente (Fig. 38a). Os dados do espalhamento linear são
armazenados na memória do computador, e o tubo e detetores são então rodados de 1º e o processo repetido (Fig.
38b). Após 180 scans, que requerem cerca de 4 min, o computador analisa os dados para determinar a distribuirão
das densidades na fatia. O operador pode escolher para ter estas densidades impressas como números ou
representadas por sombras de cinzas para produzir uma imagem. Os números assinalados para a impressão vão de
mais ou menos -500 para a densidade do ar a mais ou menos +500 para a densidade do osso compacto, com o 0
como a densidade da água (Fig. 39). Quando usado para produzir uma imagem (Fig. 40), o instrumento é
usualmente ajustado de modo que o intervalo de preto a branco cubra um intervalo bastante pequeno de densidades
para uma diferença de 1% na densidade a ser facilmente vista. O programa de computador pode introduzir artefatos
nas regiões onde existem grandes variações abruptas na densidade; a linha preta na face interna do crânio na Fig. 40
é um tal
artefato.
Dentro de poucos anos após a invenção do mapeamento CAT mostrado na Fig. 37, os mapeamentos CAT que
poderiam ser usados sobre qualquer porção do corpo foram desenvolvidos. Foi
necessário encolher o tempo de scan original de 4 min para eliminar a borração nos scans do tórax (Fig. 41) desde
que um paciente tem dificuldade de segurar a respiração por mais que 30 segundos. O tempo de scan foi reduzido
usando um feixe de raio-X colimado numa forma de leque e muitos detetores para medirem os segmentos
transmitidos do feixe. O mapeamento CAT usado para a Fig. 41 tem um tempo de scan de 20 segundos.
16.7 RADIOGRAFIAS TOMADAS SEM FILMES
A Xerox Corporation tem usado uma técnica eletrostática para fazer cópias do material impresso a tanto tempo que
o procedimento é freqüentemente chamado xerocando mesmo quando é feito com uma máquina competidora. A
técnica eletrostática usada para fazer uma cópia xerox pode também ser usada para fazer uma imagem de raio-X
chamada xeroradiografia.
Numa xeroradiografia, uma placa especial com cobertura de selênio é usada no lugar do filme para gravar a imagem.
A placa é dada uma carga positiva uniforme e colocada num cassete light-tight, o qual é então usado da mesma
maneira que o filme cassete (Fig. 42 a). Os raios-X incidindo no paciente atingem a placa xerox e liberam elétrons
que neutralizam parte das cargas positivas. As áreas da placa sob partes espessas do corpo reterão a maioria das
cargas originais, enquanto sobre as áreas da placa sob partes finas do corpo, a maioria das cargas serão
neutralizadas. A placa é então colocada num processador e espalhada com um fino pó azul escuro carregado
negativamente (Fig. 42b); as áreas com as cargas restantes seguram o pó, produzindo uma imagem positiva do
objeto x-irradiado. Alguns radiologistas preferem uma imagem negativa, que pode ser obtida trocando a carga do pó.
As figuras de pó é transferida pelo calor a uma folha de papel coberta com plástico para observação e armazenagem.
O processamento leva somente 90 segundos, e a placa é reutilizada melhorada as cargas velhas é rigorosamente
removida antes da placa ser carregada (Fig. 42a)

11. Durante o processamento, o pó próximo de uma área que tem pouca carga restante é atraído à face da área mais
próxima com mais carga restante, produzindo uma imagem escura e bem definida daquela face. Este efeito de
ampliação de face é também produzido ao longo das faces das áreas expostas que tem retido a maioria das suas
cargas originais. Devido a este efeito, uma xeroradiografia mostra os detalhes nas partes espessas do corpo melhor
do que uma radiografia convencional (Fig. 43).
A principal desvantagem da xeroradiografia é que ela é menos sensível que a radiografia convencional, algumas
vezes requerendo exposições que são 10 vezes maiores. Além disso pesquisa deve melhorar a sensibilidade da
técnica.
A ionografia é um sistema de fotografômento alternativo que é similar a xeroradiografia no modo como as imagens
são processadas. Na ionografia os raios-X transmitidos através o corpo produzem ionizarão numa camada de sólido,
líquido ou gás - o material detetor de imagem. Os íons são atraídos para uma folha plástica Por um campo elétrico,
tipicamente 1.000 V/cm ou mais, e a folha plástica é então processada pela técnica do pó para mostrar a figura
carregada. Em 1976 um comercial de um sistema de ionografia com gás xenônio como material de detecção foi para
o mercado. Pesquisa sobre ionografia líquida foi implementada na Universidade de Toronto, e ionografia sólida
estava sendo investigada na Universidade de Wisconsin.