Circuitos para os Detetores da Radiação para a Medicina
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Modos de operação em fluoroscopia
De maneira geral, um equipamento intervencionista é capaz de trabalhar com faixas de tensões entre 50 e 125 kVp, controle automático de exposição e possibilidade de congelamento da última imagem adquirida fluoroscopicamente (LIH).
O circuito de LIH consiste em um conversor analógico digital que converte o sinal de vídeo (fluoro) em uma imagem digital.
Quando o pedal utilizado para emitir radiação por fluoroscopia é liberado, é gerado um sinal que faz com que a última imagem gerada pelos raios X seja capturada.
Esta imagem é apresentada constantemente no monitor de vídeo até que o pedal fluoroscópico seja pressionado novamente. O congelamento da última imagem é um recurso útil, porque reduz a dose no paciente. É especialmente útil em instituições de treinamento de profissionais onde os residentes estão desenvolvendo suas habilidades com a fluoroscopia. Por outro lado, o congelamento da imagem permite ao operador examinar a imagem o tempo necessário sem necessidade de radiação adicional18.
Normalmente, os equipamentos intervencionistas dispõem de pelo menos três modos de magnificação (p.e. 13, 17 e 23 cm); dois modos de imagem: fluoro (imagem em tempo real) e aquisição digital (cine), com diferentes freqüências de pulsos.
A fluoroscopia contínua é a forma básica da fluoroscopia, que consiste na emissão contínua do feixe de raios X usando correntes entre 0,5 mA e 4 mA (dependendo da espessura do paciente).
A câmara de vídeo apresenta a imagem a uma frequência de 30 imagens por segundo, de modo que cada imagem fluoroscópica requer 33 ms (1/30s).
Qualquer movimento que aconteça dentro dos 33 ms de aquisição, gerará um “borrão” na imagem; no entanto, isto é razoável para a maioria dos procedimentos. Na fluoroscopia pulsada, o gerador produz uma série de curtos pulsos de raios X. Neste modo, na maioria dos equipamentos, tanto a freqüência (imagens/s), como a largura do pulso (tempo em ms) e a sua altura (mA) podem ser modificados.
Como exercício, podemos comparar a fluoroscopia contínua de 33 ms de largura de pulso e 2 mA de altura de pulso com uma fluoroscopia pulsada de 30 imagens/s, porém com pulsos de 10 ms de largura e 6,6 mA. A mesma taxa de exposição estaria sendo proporcionada ao paciente (0,066 mAs por imagem), mas na fluoroscopia pulsada o tempo de exposição seria menor (10 ms invés de 33ms), e isto reduziria o “borrão” na imagem proveniente do movimento do paciente.
Assim, procedimentos fluoroscópicos com movimentos rápidos de objetos (p.e. posicionamento de cateteres em vasos altamente pulsantes), a fluoroscopia pulsada oferece melhor qualidade da imagem com a mesma taxa de dose.
Durante muitos procedimentos fluoroscópicos, uma frequencia de 30 imagens/s não é necessária para realizar o trabalho. Por exemplo, uma angiografia de carótida, o processo de levar o cateter desde a artéria femoral até o arco aórtico não requer alta resolução temporal e talvez uma frequência de 7,5 imagens/s seria suficiente. Isto reduziria a dose durante esta parte do estudo a 25% (7,5/30). A fluoroscopia pulsada com taxas variáveis (normalmente 7,5, 15 e 30 imagens/s) permite ao operador reduzir a resolução temporal quando esta não é necessária, com a consequente redução da dose 18.
Praticamente todos os equipamentos fluoroscópicos oferecem a possibilidade de diferentes modos de taxa, denominados “low”, “normal” e “high” ou “baixa taxa” e “alta taxa”, ou “fluoro” e “fluoro+”. No modo de alta taxa, deve-se acionar um alarme sonoro durante a emissão da radiação. A menos que a alta taxa seja imprescindível (às vezes no caso de pacientes obesos), recomenda-se evitar ou minimizar seu uso, devido às altas doses ministradas aos pacientes e profissionais.
Os sistemas fluoroscópicos apresentam excelente resolução temporal; no entanto, as imagens fluoroscópicas podem apresentar ruído. Para diminuir o ruído, o equipamento tem a opção de fazer a média de uma série de imagens (“frame averaging”).
Este procedimento é realizado pelo equipamento mediante a digitalização das imagens fluoroscópicas, obtenção em tempo real da média destas imagens na memória do computador e imediata apresentação no monitor. Este procedimento de “frame averaging” também possibilita a redução da dose no paciente.
Um modo útil de operação utilizado em certos procedimentos intervencionistas é o chamado “Road map”. Resumidamente, o procedimento de “road map” consiste em gravar uma imagem durante a injeção de contraste (ou imagem subtraída) que será posteriormente apresentada no monitor sobreposta à imagem fluoroscópica que está sendo obtida em tempo real. Assim, o operador terá um “mapa” vascular sobre a imagem fluoroscópica e poderá angular o cateter de acordo com anatomia vascular do paciente. O “road map” é útil para introduzir cateteres através de vasos tortuosos18.
Sistemas com detecção digital
A gravação de imagens observadas no monitor em tempo real pode ser feita convertendo o sinal de vídeo analógico produzido pela câmara de vídeo e armazenando-o na forma de dados digitalizados. A aquisição digital de dados permite a aplicação de diversas técnicas de processamento de imagem, como congelamento da última imagem, processamento da escala de cinzas, média temporal de imagens, intensificação de bordas, subtração digital de imagens em tempo real, assim como a realização de diversas medições de tamanhos de vasos sanguíneos, volumes etc. Alternativamente, a digitalização pode ser realizada com dispositivos denominados dispositivos de acoplamento de carga (CCD), ou por captura direta dos raios X com um detector do tipo flat panel [15]. Os CCD foram introduzidos em meados de 1970, como microcircuitos de silício capazes de gravar imagens de luz visível [20].
O detector digital flat panel está baseado em arranjos de fotodiodos de silício amorfo e finos transistores (TFT), em combinação com cintiladores de CsI(Tl). Esta combinação é devido a que os transistores são mais sensíveis à luz do que aos raios X. Assim, o cintilador é usado para converter a energia do feixe de raios X incidente em luz, que irá atingir o detector TFT. Em fluoroscopia, devido a que não é requerido um ambiente de vácuo (porque não há ótica eletrônica associada), a cobertura do flat pannel pode ser da ordem de 1 mm de fibra de carbono, que traz uma melhoria na eficiência quântica de detecção em comparação com a eficiência dos intensificadores de imagem.
Em salas de intervencionismo, a transição de intensificadores de imagem para flat panel é facilitada pelas vantagens que oferecem, tais como imagens sem distorção, excelente contraste, grande faixa dinâmica e alta sensibilidade aos raios X [15,21].
Sistema ótico acoplado
A imagem de saída de um intensificador de imagem é pequena.
Consequentemente, uma câmara de vídeo é montada na saída do intensificador de imagem e é usada pra transmitir a imagem de saída para o monitor de TV de modo a facilitar a visibilidade do operador. Outros sistemas de registro de imagem podem também ser conectados na saída do intensificador, que são acoplados mediante um distribuidor ótico.
Este distribuidor consiste de um conjunto de lentes e prismas, projetados para minimizar a distorção e outras aberrações ópticas. A luz emitida pelo fósforo de saída é coletada, convertida em um feixe paralelo e transmitida para o sistema de lentes da câmara de vídeo. Alguns sistemas usam fibras óticas para realizar o acoplamento. As lentes usadas nos sistemas fluoroscópicos são idênticas às lentes de alta qualidade usadas em fotografia. As lentes focalizam a luz que chega sobre o plano focal da câmara.
O arranjo ótico inclui um diafragma de abertura variável, basicamente, um pequeno buraco entre as lentes individuais no arranjo de lentes. Ajustando o tamanho deste buraco, é possível variar a quantidade de luz que atravessa o sistema de lentes 18.
O ajuste deste diafragma muda o ganho efetivo dos componentes óticos da cadeia de imagem e tem um importante efeito no desempenho do sistema fluoroscópico. Diminuindo este ganho, uma taxa maior de exposição é aplicada, resultando em menor ruído da imagem.
Aumentando o ganho, reduz-se a taxa de exposição e diminuí-se a dose, porém com uma menor qualidade da imagem.
Sistema de vídeo
A função básica da câmara de vídeo é a de produzir um sinal eletrônico proporcional à quantidade de luz enviada pelo intensificador de imagem. As câmaras fotocondutoras consistem em uma camada fotocondutora (alvo), dentro de um tubo de vidro ao vácuo.
A luz proveniente do intensificador de imagem, que incide no alvo, produz uma mudança na condutividade desta camada. Esta mudança é detectada por um feixe de elétrons para gerar uma variação em um sinal de corrente (mA), que é amplificada, conduzida para um circuito de sincronização e processamento do sinal e apresentada como um sinal de vídeo.
As câmaras de material semicondutor são constituídas por chips semicondutores sensíveis à luz (charged coupled devices, CCD). O chip contém vários milhares de sensores eletrônicos que reagem à luz, gerando um sinal que varia em função da quantidade de luz que cada um recebe.
O sinal gerado pela câmara de vídeo é um sinal de tensão que varia em tempo e que é enviado até o monitor por meio de um processo de varredura que pode ser de 525 ou de 1.023 linhas.
Nos sistemas flat panel não há câmara de vídeo, visto que a imagem é adquirida diretamente através deste dispositivo2.
Magnificação do intensificador de imagem
Os intensificadores de imagem possuem diferentes tamanhos, geralmente campos de visão de 23 cm, 17 cm e 13 cm. Estes números se referem ao diâmetro do elemento fluorescente de entrada do tubo intensificador de imagem. Adicionalmente, os intensificadores têm vários modos de magnificação. A magnificação se produz quando se muda o potencial aplicado às lentes eletrostáticas dentro do intensificador, o que faz com que o ponto focal dos elétrons mude de posição18; na prática, isto significa passar de 23cm para 17cm, por exemplo.
Na medida em que o fator de magnificação aumenta, uma menor área da entrada do intensificador pode ser visibilizada.
Os fotoelétrons da parte central de 17 cm de diâmetro incidem sobre o elemento fluorescente de saída. A consequência desta mudança de ponto focal é a redução do campo e o aumento da imagem.
A utilização de uma área menor em um tubo intensificador de imagem com a magnificação da imagem sempre oferece lugar a uma ampliação da imagem, com um fator de aumento diretamente relacionado com o quociente do diâmetro do tubo. Um tubo 23/17/13 no modo de magnificação 17 cm produzirá uma imagem 1,4 vezes maior que as obtidas trabalhando com a magnificação de 23 cm19.
Para se manter o nível de contraste, a corrente é aumentada automaticamente, o que incrementa a dose recebida pelo paciente.
O aumento da dose que o paciente recebe é aproximadamente igual à relação entre a área do elemento fluorescente de entrada utilizado ou 1,8 vezes (232/172) a dose obtida quando se utiliza o equipamento sem magnificação 19. Este aumento da dose acarreta a produção de uma imagem de melhor qualidade.
A dose aumenta por que são utilizados mais fótons por unidade de área para formar a imagem.
O resultado é uma redução do ruído e um aumento do contraste16.
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Contador Geiger
O contador Geiger (também contador Geiger-Müller ou contador G-M) serve para medir certas radiações ionizantes (partículas alfa, beta ou radiação gama e raios-X, mas não os nêutrons). Este instrumento de medida, cujo princípio foi imaginado por volta de 1913 por Hans Geiger, foi aperfeiçoado por Geiger e Walther Müller em 1928.[1]
O contador Geiger é constituído de um tubo Geiger-Müller e de um sistema de amplificação e de registro do sinal. O tubo Geiger-Müller, uma câmara metálica cilíndrica em cujo eixo é estendido um fino fio metálico, é enchido por um gás a baixa pressão. Uma tensão elétrica da ordem de 1000 volts é estabelecida entre o cilindro (que tem papel de cátodo) e o fio (ânodo).
Quando uma radiação ionizante penetra no contador, ela ioniza o gás, isto é, faz com que elétrons sejam liberados. Esses elétrons se multiplicam rapidamente por avalanche eletrônica, tornando o gás condutor durante um curto tempo (fenômeno de descarga elétrica). Após amplificação, o sinal elétrico assim produzido é registrado e traduzido para uma indicação visual (agulha, lâmpada) ou sonora (clique).[2]
Os contadores G-M não diferenciam os tipos de radiação que neles chegam; somente registram o valor de contagens total, sendo essa sua principal desvantagem.
HistóriaEditar
Hans Geiger estudou física na Universidade de Munique e serviu uma temporada no exército alemão antes de prosseguir estudos de pós-graduação em Erlangen, obtendo seu doutorado em 1906. No ano seguinte ele se mudou para a Inglaterra para se tornar assistente de laboratório de Rutherford na Universidade de Manchester. Hans Geiger e Ernest Marsden em 1909, ao realizarem o experimento da folha de ouro sob a supervisão de Rutherford, dispararam um feixe de partículas alfa (núcleos de hélio) contra camadas de folhas de ouro com apenas alguns átomos de espessura, o que posteriormente levou ao modelo atômico de Rutherford. Porém, não havia um método eficiente para medir as cintilações, e em 1911 ele inventou um dispositivo para contar partículas alfa radioativas. Utilizou um tubo de Crookes como sendo um dos elétrodos, e um fio fino no meio do tubo, como um segundo elétrodo. Quando fosse aplicada uma tensão, qualquer radiação alfa que passasse pelo gás ionizado daria origem a uma avalanche de elétrons que poderia ser medida.
Em 1914, Geiger retornou à Alemanha, onde teve que servir durante a guerra. Após essa passagem, Geiger e um de seus alunos de doutorado, Walther Müller, melhoraram o dispositivo original, tornando-o mais eficiente, ágil, durável e portátil. Ao contrário da versão anterior que podia detectar apenas partículas alfa, o novo e melhorado contador Geiger-Müller poderia detectar vários tipos de radiação ionizante. [3][4]
FuncionamentoEditar
Basicamente esses dispositivos consistem em um cilindro de metal fechado em ambas as extremidades, uma das quais é fechada com uma película fina (geralmente mica), que constitui a janela do detector. No eixo do cilindro é colocado um fio metálico rígido e o interior do tubo é preenchido com uma mistura de um gás inerte a baixa pressão (em geral argônio) e um gás de congelamento, que pode ser vapor de um composto orgânico ou de halogênio, cuja função é inibir a ionização desenfreada do gás. Entre o fio central (ânodo) e o corpo cilíndrico (cátodo) é aplicada uma grande diferença de potencial. Quando uma radiação entra no detector, o gás é ionizado, provocando a formação de íons e elétrons livres.[5] O forte campo elétrico criado entre os eletrodos do tubo acelera os íons positivos em direção ao cátodo e os elétrons em direção ao ânodo. Perto do ânodo, na "região de avalanche", os elétrons ganham energia suficiente para ionizar moléculas adicionais do gás e criar um grande número de avalanches de elétrons que se espalham ao longo do ânodo e de forma eficaz em toda a região da avalanche. Este é o "efeito de multiplicação de gás ", que dá ao tubo a sua principal característica de ser capaz de produzir um impulso de saída significativo de um único evento ionizante, gerando assim um pulso elétrico que é registrado no circuito contador.[6][1]
Sabendo-se que a eficiência de um contador está relacionada com a sua capacidade de converter os pulsos recebidos em sinais de medição, é importante avaliar a eficiência do tubo contador GM para que se possam ter medidas confiáveis da radiação a que se está exposto. Essa eficiência depende de uma série de fatores, intrínsecos e extrínsecos ao contador, como o tempo-morto, que é o tempo necessário para que se restabeleça a diferença de potencial do contador e possa haver uma nova avalanche mensurável, absorções que podem ocorrer antes que a radiação penetre no tubo, a posição relativa fonte-detector e o retroespalhamento de partículas por materiais existentes na proximidade do tubo, entre outras.
Região Geiger-Müller e Tempo mortoEditar
Os métodos de detecção de radioatividade se baseiam na interação das partículas carregadas ou da radiação eletromagnética com a matéria, destacando-se entre esses métodos, os que as baseiam na ionização de gases, como os contadores proporcionais, câmaras de ionização e tubos Geiger-Müller, por sua simplicidade e praticidade. [6]
Nesses dispositivos, quando uma partícula eletricamente carregada ou um fóton de alta energia penetra no compartimento de detecção (tubo) onde está o gás, há a ionização das moléculas do mesmo, criando pares elétron-cátion. Se uma diferença de potencial é aplicada entre dois eletrodos nesse gás, o campo elétrico gerado leva à separação desses pares, conduzindo os cátions para o cátodo e os elétrons para o ânodo, resultando assim no colhimento de carga pelos eletrodos.
No entanto, como os elétrons possuem uma massa muito inferior à dos cátions, atingem mais rapidamente o ânodo, podendo, nesse processo, em função da diferença de potencial aplicada, ganhar energia cinética suficiente para provocarem mais ionizações durante o seu trajeto, a chamada ionização secundária. Inicia-se assim um processo de multiplicação de cargas.[1]
Se a diferença de potencial aplicada ao tubo for suficientemente elevada, há a perda da proporcionalidade entre a energia da partícula inicial e a amplitude do sinal de saída. Nessa região, chamada de região Geiger-Müller, que é onde opera esse tipo de contador. Mesmo que a partícula incidente produza uma ionização pequena, a ionização secundária espalha-se por todo o gás, produzindo uma avalanche de elétrons e gerando assim um pulso elétrico mensurável(descarga de Geiger). [1]
Ainda, se a diferença de potencial aplicada nos eletrodos for muito elevada, pode-se entrar numa região de descarga contínua, o que pode danificar de forma permanente o tubo. Na figura ao lado, observa-se a intensidade do pulso em função da tensão aplicada, demarcando-se as regiões de operação de cada tipo de detector de ionização de gás. [7]
Nos detectores Geiger-Müller, logo após uma descarga de Geiger, o campo elétrico no interior do tubo é reduzido devido ao acúmulo de cátions, os quais, por sua maior massa e consequente menor mobilidade, demoram mais para chegar ao cátodo que os elétrons ao ânodo. Durante esse tempo, da ordem de 50 a 100 μs, o chamado “tempo morto” 
Além disso, se durante a migração dos cátions o campo elétrico tiver sido restaurado a ponto de permitir uma nova descarga, mas não plenamente recomposto a seu valor inicial, o novo pulso terá amplitude inferior à do pulso inicial e poderá não ser contabilizado. Assim, o tempo necessário para que o contador produza duas descargas de mesma intensidade é chamado de tempo de recuperação 
Nesse tipo de detector, se uma amostra radioativa é posicionada na janela do tubo e a tensão do mesmo varia lentamente, em pequenos intervalos, desde baixas tensões, o tubo somente começa a contar quando atinge a “tensão de partida”, na qual a avalanche de elétrons é capaz de começar a produzir um sinal. Se a diferença de potencial for aumentada após esse ponto, a taxa de contagens aumenta a rapidamente e então se estabiliza na região de potencial conhecida como limiar de Geiger. Passada essa região, o aumento na tensão leva a incrementos muito pequenos na taxa de contagem, constituindo assim um patamar, o qual, idealmente não deve ter uma inclinação apreciável e cujo fim se dá quando o aumento da diferença de potencial produz um novo acréscimo acentuado do número de contagens, indicando que a região de descarga contínua foi atingida.[7]
Circuito e Gás de QuenchingEditar
Em dispositivos contadores que contenham gases puros, os íons positivos podem migrar por um longo caminho, antes de serem neutralizados ao chegar ao cátodo, onde se combinam com os elétrons do metal. Existem dois mecanismos através dos quais um elétron adicional pode ser emitido como resultado desta neutralização:
- a diferença de energia entre o potencial de ionização do íon e a função de trabalho do cátodo pode ser irradiada como um fóton que pode libertar um fotoelétron;
- ou a diferença de energia pode ser usada diretamente na liberação de um elétron do catodo.
Este elétron adicional resultará em outra descarga, ao menos que algo previna isso, ou seja, que esse processo seja extinto (quenching).
Essa descarga múltipla pode ser evitada através do circuito externo ao tubo GM. O circuito causará o quenching, desde que a resistência do circuito seja aumentada para cerca de 
No presente momento, os tubos convencionais com um circuito capaz de fazer o quenching externamente deram lugar aos tubos com gás de quenching, ou seja, quenching interno. Esses tubos possuem uma pequena percentagem de um gás de quenching além do gás principal de preenchimento. Existem, basicamente, dois tipos de tubos de quenching interno em utilização: os orgânico-quenching e os halogênio-quenching.
Um composição típica de um tubo orgânico-quenching é de Argônio à uma pressão parcial de 90 mmHg e de álcool etílico à uma pressão parcial de 10 mmHg. Durante a migração dos íons positivos para o cátodo, os íons de argônio, com um potencial de ionização de 
Ver tambémEditar
Referências
- ↑ a b c d e f Glenn F. Knoll, Radiation Detection and Measurement, Third edition
- ↑ "O contador Geiger-Müller", http://tecinmed.com/artigos/radiologia/contador-g-m.pdf Arquivado em 4 de maio de 2014, no Wayback Machine., página visitada em 04/05/2014
- ↑ "Invention of the Geiger Counter", http://www.aps.org/publications/apsnews/201206/physicshistory.cfm, página visitada em 04/05/2014
- ↑ E. Rutherford and H. Geiger. (1908) “An electrical method of counting the number of α particles from radioactive substances,” Proceedings of the Royal Society (London), Series A, vol. 81, no. 546, pp. 141–161.
- ↑ a b William J. Price, "Nuclear Radiation Detection",Second Edition, 1958
- ↑ a b G. Friedlander; J. W. Kennedy; E. S. Macias; J. M. Miller. "Nuclear and Radiochemistry", 3th ed., New York, 1958, p. 243-252.
- ↑ a b Centronics, "Geiger Müller Tubes", http://www.centronic.co.uk/downloads/Geiger_Tube_theory.pdf Arquivado em 22 de março de 2015, no Wayback Machine., página visitada em 07/05/2014
