Física da Imagem Médica: Raio-X, Ultrassom e Tomografia

01Por que a física da imagem é tema de prova

Radiografia, tomografia computadorizada (TC) e ultrassom (US) respondem pela maior parte dos exames de imagem solicitados na prática clínica, e cada um deles é construído sobre um fenômeno físico distinto: atenuação de fótons de raios-X, reconstrução computadorizada dessa atenuação e reflexão de pulsos acústicos. Entender esses fenômenos permite responder três perguntas que aparecem em praticamente toda prova: por que a imagem tem contraste, por que surgem artefatos e quanto de radiação o paciente recebe. A radioproteção, inclusive, é tema normativo no Brasil, regulada pela RDC ANVISA 611/2022, que obriga todo serviço de radiologia a manter um Programa de Proteção Radiológica supervisionado por físico médico.

02Produção dos raios-X: o tubo de Coolidge

Os raios-X diagnósticos são gerados no tubo de Coolidge, um vácuo de vidro que contém um cátodo (filamento de tungstênio) e um ânodo rotatório, também de tungstênio com traços de renio. O filamento aquecido libera elétrons por emissão termoiônica; uma diferença de potencial de 25 a 150 kVp acelera esses elétrons em direção ao alvo, e a energia dos fótons produzidos é proporcional a essa voltagem. A colisão dos elétrons no ânodo gera dois tipos de espectro: a radiação de freamento (bremsstrahlung), contínua e responsável por cerca de 80 a 90% do feixe, e a radiação característica, com picos discretos de energia (59 e 67 keV para o tungstênio). Do lado de fora do tubo atuam o filtro de alumínio de 2 a 3 mm, que remove os fótons moles que só aumentariam dose na pele sem contribuir para a imagem, e o colimador, que delimita o campo e reduz a radiação espalhada.

• Rendimento do tubo: cerca de 99% da energia elétrica vira calor e apenas 1% vira raios-X; por isso o ânodo gira (distribui o calor) e o tubo é mergulhado em óleo.
• kVp controla a qualidade (energia máxima e poder de penetração) do feixe; mAs controla a quantidade de fótons (dose e escurecimento da imagem).
• Efeito calcanhar (heel effect): a intensidade do feixe é maior no lado do cátodo, detalhe explorado na mamografia para compensar a maior espessura da mama próximo à parede torácica.
• Mamografia usa alvo de molibdênio ou ródio e 24 a 32 kVp: fótons de baixa energia maximizam o contraste entre tecido glandular, adiposo e calcificações.

03Interações da radiação com a matéria: fotoelétrico versus Compton

A imagem radiográfica existe porque os tecidos atenuam o feixe de forma diferente. No intervalo diagnóstico (25 a 150 keV), duas interações dominam. No efeito fotoelétrico, o fóton é totalmente absorvido por um elétron da camada K do átomo; sua probabilidade varia com o cubo do número atômico (Z elevado a 3) e inversamente com o cubo da energia (E elevada a -3). É a interação que gera contraste real entre osso (cálcio, Z elevado) e partes moles, e é maximizada nas energias baixas da mamografia. No espalhamento Compton, o fóton transfere parte da energia a um elétron e muda de direção; depende da densidade eletrônica por grama, é quase independente do Z e domina em tecidos moles nas energias mais altas da radiografia convencional e da TC. O fóton espalhado que alcança o detector não carrega informação anatômica: é puro ruído, motivo pelo qual se usam grades antidifusoras.

04Formação e qualidade da imagem radiográfica

Três atributos definem a qualidade de uma radiografia. O contraste é a diferença de densidade óptica entre estruturas vizinhas e depende sobretudo do kVp: quanto maior o kVp, maior a penetração e menor o contraste. A resolução espacial é a capacidade de separar estruturas próximas, medida em pares de linhas por milímetro, limitada pelo tamanho do foco, pelo filme ou detector e pelo movimento. O ruído quântico (mottled) aparece quando o número de fótons que atinge o detector é insuficiente, geralmente por mAs baixo demais. A grade antidifusora de Bucky, posicionada entre o paciente e o detector, possui razão de grade entre 8:1 e 12:1 e absorve os fótons espalhados; em troca exige aumento da dose por um fator de aproximadamente 3 a 5 vezes (fator de Bucky). Nos sistemas digitais (radiografia computadorizada com placa de fósforo fotossimulável e radiografia direta com painéis planos), a curva de resposta linear e o pós-processamento ampliaram a faixa de exposões aceitáveis, mas o princípio físico da atenuação permanece idêntico.

• Aumentar o mAs: dobra a quantidade de fótons e a dose, aumenta o escurecimento, sem mudar a energia do feixe.
• Aumentar o kVp: aumenta a penetração e a proporção de Compton, reduz o contraste e o tempo de exposição (menor risco de borrão por movimento).
• Fator de pixel e binning nos detectores digitais trocam resolução por sensibilidade, mas não dispensam os princípios de ALARA.

05Tomografia computadorizada: do feixe em leque à escala Hounsfield

Na TC, o tubo emite um feixe em leque que atravessa o paciente em rotação contínua enquanto a mesa avança (aquisição helicoidal), e fileiras múltiplas de detectores (equipamentos de 64 a 320 fatias) medem a atenuação em milhares de ângulos. O computador reconstrói mapas do coeficiente de atenuação linear de cada voxel e os converte em Unidades Hounsfield (UH), na fórmula UH = 1000 multiplicado pelo quociente entre a diferença do coeficiente do voxel e o da água dividida pelo coeficiente da água. A escala é arbitrária: ar -1000, água 0 e osso cortical +1000. A leitura depende da janela escolhida: centro e largura de janela pulmonar (centro -600, largura 1500) são inadequados para avaliar mediastino, que exige janela de partes moles (centro 40, largura 400). O contraste iodado intravenoso (300 a 370 mg de iodo por mL, injeção de 3 a 5 mL por segundo) explora justamente o alto Z do iodo para realçar vasos e lesões hipervascularizadas.

A dose na TC é monitorada por dois índices: o CTDIvol, em mGy, medido em fantasias padronizadas de 16 cm (crânio) ou 32 cm (corpo), e o DLP, em mGy por cm, que é o produto do CTDIvol pelo comprimento varrido. A dose efetiva pode ser estimada multiplicando o DLP por fatores de conversão específicos de região (cerca de 0,015 mSv por mGy por cm no abdome). Os artefatos mais cobrados em prova merecem atenção: endurecimento do feixe (escurecimento entre dois ossos, clássico na fossa posterior), artefato metálico (estrias por atenuação extrema e correção de projeção), artefato em anel (má-calibração de um detector), artefato de movimento e volume parcial (voxel com dois tecidos assume valor intermediário).

06Física do ultrassom: piezoeletricidade e princípio do impulso-eco

O ultrassom diagnóstico usa ondas mecânicas de 1 a 20 MHz geradas por cristais piezelétricos, geralmente titanato-zirconato de chumbo (PZT), presos entre eletrodos. O efeito piezelétrico é bidirecional: a estimulação elétrica deforma o cristal e emite o pulso, e o eco que retorna deforma o cristal de novo e gera sinal elétrico. O transdutor funciona no modo impulso-eco e passa mais de 99% do tempo escutando: o fator de ciclo é da ordem de 1%. O aparelho assume velocidade do som nos tecidos moles de 1540 m por segundo para converter o tempo de retorno em profundidade. A escolha da frequência é o principal compromisso físico: frequências altas (7 a 15 MHz, transdutores lineares vasculares e musculoesqueléticos) dão melhor resolução axial e penetram pouco; frequências baixas (2 a 5 MHz, transdutores curvilíneares abdominais e setoriais cardíacos) penetram mais e resolvem menos. A atenuação média dos tecidos moles cresce aproximadamente 0,5 dB por cm de profundidade a cada MHz de frequência, o que exige ganho compensado em profundidade (TGC).

A reflexão depende do desacordo de impedância acústica, definida como Z = densidade multiplicada pela velocidade do som no meio. A intensidade refletida em incidência perpendicular é o quadrado da razão entre a diferença e a soma das impedâncias. Ar tem impedância desprezível e osso enorme, enquanto os tecidos moles são semelhantes entre si: por isso o gel elimina a camada de ar (que refletiria quase 100% da energia), o osso e calcificações bloqueiam o feixe e as interfaces entre órgãos moles produzem ecos úteis. A resolução axial equivale a metade do comprimento de pulso: pulsos curtos com poucos ciclos (e alta frequência) separam estruturas próximas.

• Sombra acústica: atenuação intensa atrás de cálculos, ossos e gases; sinal útil para identificar litíase.
• Reforço posterior: feixe atravessa estrutura anecoica (vesícula, bexiga, cisto) pouco atenuada e o tecido atrás aparece mais brilhante.
• Reverberação: ecos múltiplos entre duas interfaces próximas, gerando linhas equidistantes (linhas A no pulmão; cauda de cometa em superfície úmida).
• Imagem espelhada: ecos que retornam por caminho indireto, clássico acima do diafragma simulando lesão hepática.
• Anisotropia: tendões perdem brilho quando o feixe não é perpendicular às fibras, causa comum de falso achado musculoesquelético.

07Doppler e bioefeitos do ultrassom

O efeito Doppler mede a mudança de frequência do eco que incide sobre estruturas em movimento, sobretudo hemácias. O desvio Doppler equivale a duas vezes a frequência emitida multiplicada pela velocidade do fluxo e pelo cosseno do ângulo de insonação, dividido pela velocidade do som. O ângulo ideal é paralelo ao vaso (0 grau) e ângulos acima de 60 graus subestimam a velocidade, motivo pelo qual o exame vascular padroniza correções até esse limite; a 90 graus o cosseno se anula e não há desvio detectável. O Doppler pulsado amostra um volume seleto e sofre aliasing quando a frequência de repetição do pulso é menor que o dobro do desvio (critério de Nyquist); o Doppler contínuo mede velocidades altas sem informação de profundidade; o mapeamento colorido codifica a direção e a velocidade média; e o Doppler de amplitude (power) não depende do ângulo e não sofre aliasing, mas não informa sentido.

O ultrassom é radiação não ionizante, sem risco estocástico comprovado em intensidades diagnósticas, mas tem dois bioefeitos potenciais monitorados por índices exibidos na tela: o índice térmico (TI, razão entre a potência emitida e a que elevaria a temperatura em 1 grau Celsius, com variantes TIS para partes moles, TIB para osso e TIC para crânio) e o índice mecânico (MI, risco de cavitação acústica, relevante em exames com microbolhas de contraste e em tecidos com gás, como o pulmão e o intestino do feto). A conduta é o princípio ALARA: usar a potência e o tempo de exposição estritamente necessários, especialmente em Doppler obstétrico no primeiro trimestre.

08Comparativo entre as modalidades

09Proteção radiológica: doses, limites e legislação

A proteção radiológica repousa sobre três princípios da ICRP 103: justificação (todo exame precisa trazer benefício que supere o risco), otimização (manter a dose tão baixa quanto razoavelmente alcançável, o princípio ALARA, com restrições de dose) e limitação de dose para profissionais. Os limites ocupacionais são 20 mSv por ano em média de 5 anos para corpo inteiro (nunca acima de 50 mSv em um único ano), 20 mSv por ano para o cristalino e 500 mSv por ano para pele e extremidades; para o público em geral o limite é 1 mSv por ano. Na prática, as três ferramentas clássicas são tempo de exposição mínimo, distância (a intensidade cai com o inverso do quadrado da distância: dobrar a distância reduz a exposição a um quarto) e blindagem (aventais de 0,25 a 0,5 mm de chumbo, anteparos acrílicos e dosímetros individuais). Na gestante, adia-se o exame com radiação quando possível, otimiza-se o protocolo e protege-se o abdome; a dose ao feto deve ficar abaixo de 1 mSv após a declaração da gravidez. No Brasil, a RDC ANVISA 611/2022 organiza esses requisitos ao exigir Programa de Proteção Radiológico, física médica responsável, testes de constância dos equipamentos e licenciamento junto à vigilância sanitária.