Apontamentos capítulo5 física_radiações

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.

mA
Corrente de saturação

Pontos de saturação

Corrente no filamento

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.

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ângulo

feixe de electrões
ânodo
cátodo

largura efectiva do
foco

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.

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Circuito eléctrico principal
Secundário
Primário (baixa tensão) (alta tensão)

Circuito do filamento

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.
Ventrada Vsaída

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.)

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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.
Vsaída Vsaída

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.
Interferência das três ondas

Esquema das ondas obtidas

Transformador

Rectificador

Ondas provenientes de
um circuito trifásico

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.)

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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.
Tensão de Aplicação de um
entrada Rectificação Alisamento circuito inversor

Tensão aos terminais
Amplificação Rectificação Alisamento do tubo de raios-X

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

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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).
Átomos
do alvo

Electrões acelerados

Alvo Vácuo

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.

Electrão ionizado Raio-x

Núcleo
atómico

Electrão proveniente do
cátodo ou electrão secundário

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).

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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).

Intensidade
(unidades arbitrárias) Linhas K

Linhas L

Energia (keV)

Figura 18 – Riscas características do espectro de raios-X do tungsténio. (Adapt. de: S. C. Bushong,
2001).

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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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Intensidade (nº de fotões)
Energia (keV)
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.

Energia (keV)
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

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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.

Absorvedor de Al de
2 mm de espessura

Absorvedor de Al
de 4 mm de espessura

Energia (keV)
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.

58

Ouro, Z=79

Tungsténio
Z=74
Ródio, Z=45
i ´ io, Z=42

Energia (keV)

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

Representação da
Tensão ou diferença de potencial (Volt)

intensidade e da
energia dos
raios-X
Tensão ânodo/cátodo

Tempo (ms)
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).

Gerador de alta frequência

Gerador trifásico

Gerador monofásico

Energia (keV)
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).

59

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

60

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

Base
Camada
reflectora
Composto
luminescente
Cobertura
protectora

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.

Electrão excitado Desexcitação
do electrão
Raios-X Lacuna deixada
pelo electrão Fotão de luz

Átomo alvo

Figura 29 – Esquema do processo de fluorescência responsável pela transformação de fotões X em
fotões de luz. (Adapt. de: S. C. Bushong, 2001).

61

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.)

62

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.

Eléctrodo que vai
atrair as cargas.
Pixel
Semicondutor, onde
ocorre a criação de
pares electrão/lacuna.
Isolante

Camada protectora

Fibras ópticas através das
quais é conduzida a luz.
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.

63

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 γ 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

64

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:
D
∆x =
N
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.

Tubo de raios-X

Doente

Detector
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

65

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.

Objecto destinado a
comprimir o órgão em
estudo

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

66

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).

Diafragma

Cilindro

Colimador

Figura 37 – Esquema simplificado dos dispositivos utilizados para limitar a radiação dispersa.
(Adapt. de: S. C. Bushong, 2001.)

Cilindro Cone
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

67

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.

Obliterador de
entrada Ânodo rotativo

Barreira fixa
Ponto focal
Bordos do Peça do tubo de
colimador raios-X onde o
obliterador de
entrada encaixa
Espelho
Obliteradores de
segundo estádio

Obliteradores de
segundo estádio

Receptor da Feixe útil
imagem Região do feixe
que se pretende
eliminar
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).

68

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:
T
%= × 100 .
T+D
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:

h
rácio da grelha = ,
D
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;

69

• 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).

70

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.

Detector
Colimador colocado Colimador colocado
Tubo de raios-x depois do doente
antes do doente
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.)

71

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