Instrumentação Médico-Hospitalar III

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INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 1 
 
 
Instrumentação Médico-Hospitalar 
III 
 
 
 
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1. EQUIPAMENTOS BIOMÉDICOS EM LABORATÓRIOS 
 
1.1 Introdução à fotometria 
 
O princípio físico da fotometria é a base do funcionamento de diversos equipamentos 
biomédicos utilizados rotineiramente em laboratórios dentro das unidades de saúde, 
tais como: fotocolorímetro, fotômetro de chama, espectrofotômetro e analisador 
bioquímico automático. 
 
Figura 1.1. Princípio físico-óptico da medição por fotometria. 
 
A ilustração apresentada na figura 1.1 diagrama um experimento em que a solução de 
concentração C é colocada em uma cuba de comprimento L, a qual é transpassada 
por uma luz de intensidade I0 e de comprimento de onda determinado pelo filtro F. 
Nesse caso, parte da luz é absorvida pela solução, e parte atravessa com intensidade 
I1, menor que I0. A relação entre essas intensidades é expressa pela transmitância T, 
que representa o percentual da luz que foi transmitido através da solução de 
concentração C. 
 
 eq. (1.1) 
 
No caso de se colocar uma segunda cuba, similar à primeira, no caminho da luz filtrada, 
conforme apresentado na Figura 1.1, a intensidade de saída I2 poderá ser expressa da 
seguinte forma: 
 
 
 
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 eq. (1.2) 
 
A equação (1.2) demonstra que a luz transmitida através de sucessivas cubas diminui 
de maneira multiplicativa, e por esse motivo é analiticamente mais fácil expressar a 
transmitância de modo logaritmo, ou seja, a absorbância: A. 
 
 ou eq. (1.3) 
 
 
Nessa formatação, pode-se deduzir que a absorbância total das duas cubas em série 
será a soma das absorbâncias. 
A absorbância também é representada na equação (1.4) pela Lei de Beer: 
 
 eq. (1.4) 
 
em que: 
L = Comprimento da cuba. 
C = Concentração da solução. 
a = Absorvidade, fator dependente do comprimento de onda da luz em 
relação à substância. 
 
 
O fator absorvidade é obtido medindo-se a absorbância de uma solução de 
concentração conhecida e denominada PADRÃO. A absorbância da solução padrão é 
denominada Ap; a absorbância da solução desconhecida, Ad. A concentração da 
solução padrão, Cp; a concentração da solução desconhecida, Cd. Aplica-se, então, a 
seguinte equação: 
 
 
 
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 eq. (1.5) 
 
1.2 Fotocolorímetros 
 
Esse equipamento biomédico (EB) visa a determinar a dosagem de determinadas 
substâncias presentes em líquidos orgânicos, tais como: sangue, urina, líquor, 
secreções patológicas etc. Internamente, para o seu funcionamento, utiliza filtros que 
permitem a passagem de um selecionado comprimento de onda em função da 
substância a ser analisada. A medição da intensidade luminosa na saída permite a 
inferência do valor da concentração da substância em análise. 
Esses EBs (ex. de modelo comercial na Figura 1.2) não têm a capacidade de medir as 
dosagens de todas as substâncias, pois operam com comprimento de onda fixo em 
função do filtro utilizado. 
 
 
Figura 1.2. Exemplo de modelo comercial de fotocolorímetro. 
 
 
Figura 1.3. Exmplo de um diagrama esquemático de um fotocolorímetro. 
 
 
 
 
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Observa-se na figura 1.3 que a luz gerada pela lâmpada passa por lentes convergentes 
e atravessa o filtro F, onde seleciona específico comprimento de onda para a análise. 
Em seguida, a luz filtrada incide em duas células fotoelétricas: Cr, célula de referência, 
e Ca, célula da amostra. Se não houvesse a amostra de análise (A), a saída de ambas 
as células seria a mesma. Quando a amostra é colocada, a saída da célula Ca se reduz, 
e o potenciômetro, P, é ajustado até o galvanômetro, G, voltar ao estado balanceado 
(em zero). Os equipamentos podem ser calibrados para apresentar os resultados em 
unidade de transmitância de 0 a 100%, ou absorbância de 2 a 0. 
 
1.3 Fotômetro de chama 
 
Esses EBs são construídos visando a medir a dosagem de íons, principalmente do 
Na (sódio), do K (potássio), do Li (lítio) e do Ca (cálcio), sendo os dois primeiros mais 
solicitados. A chama do aparelho, normalmente sem cor, aparece amarela ou violeta 
quando existe, respectivamente, sódio ou potássio na solução em estudo (Figura 1.5). 
A Figura 1.4 apresenta um diagrama em blocos de um fotômetro de chama, em que 
se observa que a amostra é aspirada, em função da passagem de ar pressurizado 
(princípio de Venturi), para dentro do atomizador que pulveriza a amostra na chama, 
forçando a mudança da cor, dependendo do tipo e da concentração da substância. 
Analogamente ao fotocolorímetro, a intensidade luminosa resultante da queima da 
solução (chama) atravessa um filtro (Fa) de comprimento de onda específico, 
dependente do íon a ser dosado, sensibilizando a célula fotoelétrica, Ca. A saída da 
célula, Ca, é finalmente comparada com a saída da célula de referência, Cr, e, através 
do potenciômetro P, consegue-se balancear o galvanômetro, G. Os valores podem ser 
dados, em função de calibração prévia, em sódio ou potássio, lidos diretamente no 
potenciômetro ou em displayers, conforme apresentado na Figura 1.4. 
 
 
 
 
 
 
 
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Figura 1.4. Diagrama esquemático de um fotômetro de chama. 
 
 
Figura 1.5. Ilustração de um exemplo de modelo comercial. 
 
 
1.4 Espectrofotômetro 
 
Os espectrofotômetros são EBs que visam à análise de componentes bioquímicos de 
amostras dos líquidos orgânicos. Os componentes analisados seriam destas 
substâncias: glicose, colesterol, ureia, creatinina, entre outras. Ou podem ser 
analisadas enzimas, tais como transaminase, amilase etc. Utilizam o mesmo princípio 
de fotometria do fotocolorímetro, entretanto têm aplicação mais ampla, pois possuem 
grades de difração ou prismas que decompõem a luz em uma ampla faixa espectral 
(Figura 1.6). 
 
 
 
 
 
 
 
 
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Figura 1.6. Diagrama básico do princípio de um espectrofotômetro. 
 
A Figura 1.7 (b) apresenta um possível diagrama em blocos para um 
espectrofotômetro. Nesse diagrama, observa-se que uma fonte de luz branca (F) 
atravessa uma pequena fenda (I1), se reflete no espelho (L) e incide na grade de 
difração (M) que decompõe a luz em seus vários comprimentos de onda. Essa luz 
decomposta reflete no espelho (L), e apenas um determinado comprimento atravessa 
a fenda (I2). Esse comprimento determinado depende da posição da grade de difração 
e é escolhido de acordo com a solução a ser analisada. Essa energia luminosa 
monocromática atravessa a solução de concentração (A) e incide no sensor-fototubo 
(S), que a transforma em energia elétrica amplificada e registrada em (D). 
A Figura 1.7 (a) apresenta um espectrofotômetro que utiliza um prisma para realizar 
a decomposição da luz em vez de uma grade difração. 
 
 
(a) (b) 
 
 
 
 
 
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Figura 1.7. (a) Diagrama de espectrofotômetros considerando a medição diferencial com 
referência. Nesse caso, a decomposição da luz usa um prisma, enquanto em 
(b) é utilizada uma grade de difração. 
 
 
 
 
1.5 Analisador bioquímico automático (auto-analyser) 
 
Nos casos em que se deseja medir a concentração de diferentes substâncias em uma 
mesma amostra, o processo torna-se demorado, pois a análise é individualizada. Em 
um processo de análise de diversasamostras, fato comum em laboratório, a 
morosidade é ainda maior. No sentido de agilização do processo analítico, surge a 
proposição de automatização dos testes bioquímicos. A maioria dos testes é repetitiva, 
pois eles consistem basicamente de etapas simples e sucessivas de pipetar, diluir e 
titular. Cabe ressaltar que a mistura, a reação e a determinação colorimétrica não são 
feitas de modo individual, mas sequencialmente e de modo contínuo. 
A Figura 1.9 apresenta exemplo de modelo comercial do EB analisador bioquímico 
automático. 
 
 
Figura 1.9. Exemplo de modelo comercial de analisador bioquímico automático. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
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1.6 Centrífugas e microcentrífugas 
 
Entre os procedimentos executados em laboratórios de patologia clínica, há a 
necessidade de realizar a separação da parte sólida (soluto) da líquida (solvente) dos 
vários componentes orgânicos. A execução desse procedimento é realizado pelos 
equipamentos denominados centrífugas. A diferença entre os pesos existentes das 
moléculas do solvente e as partículas do soluto promove a separação quando eles são 
submetidos a uma força centrífuga. Para o exame completo de alguns compostos 
orgânicos, por exemplo, a urina, é necessário o estudo do soluto, quando se conhece 
a composição do sedimento, e a análise do solvente, quando reações bioquímicas são 
provocadas para se quantificar a existência de proteínas, glicídios e outros. 
Os equipamentos biomédicos denominados microcentrífugas têm o objetivo de efetivar 
a separação do sangue em plasma e elementos figurados. Essa separação visa a 
esvaecer o percentual dos elementos figurados (ou hematócritos) em relação ao total. 
Para o procedimento desse exame, a amostra de sangue é colocada em um tubo de 
vidro, de diâmetro bastante pequeno, chamado capilar, e em seguida submetida à 
centrifugação. Ao final do procedimento de centrifugação ficam caracterizadas, no 
capilar, duas camadas distintas, sendo a primeira, o sobrenadante, de coloração 
amarelada e translúcida, constituindo o plasma, e a segunda, o sedimento, de 
coloração vermelha, onde encontram-se as hemácias (Figura 1.9.1). 
 
 
Figura 1.9.1. Procedimento de análise de Hematócritos. 
 
 
 
 
 
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Figura 1.9.2. Microcentrífuga de hematócrito mais simples e centrífuga mais moderna. 
 
As centrífugas devem ter velocidade e tempo de centrifugação ajustáveis, pois os 
líquidos orgânicos têm diferentes capacidades de precipitação. Portanto, a maioria dos 
modelos disponíveis no mercado (Figura 1.9.2) possuem esses controles de velocidade 
e de tempo. As microcentrífugas, em geral, empregam motores do tipo universal, pois 
são de fácil controle de velocidade, como diagramado na Figura 1.9.3. Esses motores 
possuem comutador laminado e escovas, e, para controle da velocidade, são utilizados, 
geralmente, uma chave seletora ligada à bobina de campo (b) ou ligada a um resistor 
série (a) (Figura 1.9.3). Há a possiblidade de o controle ser realizado por circuitos 
eletrônicos controladores de potência (dimmer), que realizam a mesma função (Figura 
1.9.3.(c)). As centrífugas tecnologicamente mais modernas possuem temporizadores, 
mecânicos ou eletrônicos, que controlam o tempo de rotação, assim como tacômetros 
para medir a velocidade efetiva de centrifugação, sejam eles eletrônicos, ópticos ou 
mecânicos. 
 
Figura 1.9.3. Circuitos para controle de velocidade de centrífugas. Topologias: (a) Resistor 
série; (b) Campo com derivação; (c) Controle de potência eletrônico. 
 
 
 
 
 
 
 
 
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1.7 Aparelho de gasometria 
 
Os equipamentos biomédicos denominados aparelhos de gasometria visam a realizar 
a análise da concentração de gases e íons ácidos e básicos diluídos no sangue, 
resultantes dos processos metabólicos. Esses EBs também são chamados de 
analisadores de pH e gases sanguíneos, sendo utilizados dentro das unidades 
hospitalares nos seguintes setores: laboratório de análises clínicas, unidades de 
tratamento intensivo e centro cirúrgico, em alguns procedimentos de grande porte. 
 
 
1.9.4. Exemplo de aparelho de gasometria comercial. 
 
Preferencialmente, a amostra de sangue que será analisada é colhida de uma artéria 
do paciente e inserida, por aspiração, no EB, onde eletrodos específicos medem a 
pressão parcial de oxigênio (P02), de gás carbônico (pC02) e de pH. Outros parâmetros 
são posteriormente calculados, tais como: bicarbonato total, excesso de base, 
bicarbonato "standard" etc. 
O funcionamento desse EB está baseado fundamentalmente nos eletrodos químicos 
(eletrodos) expostos no conteúdo da disciplina “Instrumentação Médico-Hospitalar 1”, 
em que foram discutidos os transdutores e sensores biomédicos. 
 
1.8 Contador de células 
 
Entre os líquidos orgânicos, sem dúvida, o sangue é o mais analisado, principalmente 
em seus componentes celulares. A contagem numérica dos leucócitos e das hemácias 
configura-se um importante parâmetro grandemente utilizado pelos profissionais da 
saúde. A execução desse exame de forma manual implica em procedimento demorado 
na sua realização. Por esse motivo, há uma forte demanda pela automação do 
 
 
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procedimento. Dessa forma automatizada, é possível realizar a análise de grande 
número de amostras em curto espaço de tempo. 
 
 
a. Processo de contagem manual de células 
 
O procedimento de contagem manual de células faz uso de um microscópio ótico, uma 
lâmina especial com uma malha quadriculada de tamanho conhecido e o próprio 
contador de células manual (Figura 1.9.5). Há a necessidade de diluição do sangue 
para realização da análise nas seguintes proporções: 1:100 ou 1:200 para contagem 
de hemácias e 1:10 ou 1:20 para os leucócitos. 
Em uma lâmina especial, é colocado o sangue diluído; com o auxílio do microscópio 
(ou lupa – Figura 1.9.5), observa-se o número de células dentro de cada quadrado 
padrão (área conhecida) e se obtém a quantidade. 
 
 
Figura 1.9.5. Exemplos de modelos comerciais de contadores de células manuais. 
 
Em função de esse método ser muito demorado e consumir muito tempo de análise, 
é indicado apenas na contagem dos subgrupos dos leucócitos. 
 
b. Processo de contagem manual de células 
 
Há a possibilidade de realizar o processo de contagem simples de células vermelhas 
e/ou brancas utilizando-se um contador de células automático ou semiautomático 
(Figura 1.9.6). O método de medição é baseado na condutividade elétrica do sangue, 
pois elas possuem menor condutividade em relação ao plasma, que seria o meio onde 
estão imersas (Figura 1.9.7). 
 
 
 
 
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Figura 1.9.6. Exemplo de modelo comercial de contador automático de células. 
 
A Figura 1.9.7 apresenta uma diagramação do princípio de funcionamento do 
equipamento. O sangue diluído dentro de um tubo "Beaker” é colocado envolvendo 
outro tubo de vidro que possui um pequeno orifício (1). Dois eletrodos (2), colocados 
em cada solução, medem a condutância entre a solução dos dois tubos. Essa medição 
é dependente do diâmetro do orifício (1). O tubo de vidro é conectado a uma bomba 
de sucção através de um tubo em U contendo mercúrio (5). O sangue diluído atravessa 
o orifício (1) em função da pressão negativa gerada pela bomba, o que produz um 
sinal/pulso de condutância proporcional ao número de células que atravessam o orifício 
(1). Em seguida, o valor do sinal/pulso da condutância é amplificado,e um circuito 
eletrônico de detecção de nível seleciona os pulsos a serem contados durante o 
intervalo de tempo da passagem do mercúrio pelo contato (3) até o contador (4). Esse 
tempo de transição do mercúrio caracteriza o volume da solução que atravessou o 
orifício. É procedimento rápido que tem duração aproximada de menos de 20 
segundos. 
 
 
Figura 1.9.7. Diagrama esquemático do contador de células automático. 
 
 
 
 
 
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1.9 Microscópio 
 
O equipamento microscópio (Figura 1.9.8) é um instrumento que visa à observação 
de pequenas estruturas, que não podem ser identificadas a “olho nu”, e utiliza o 
princípio da transiluminação. Inicialmente foram os chamados microscópios ópticos, 
mas, posteriormente, foram se sofisticando, proporcionando a observação de 
estruturas cada vez menores, com maior resolução e exatidão. A evolução tecnológica 
proporcionou o surgimento do microscópio de contraste de fase, de polarização, 
eletrônico e, finalmente, de tunelamento. 
 
 
Figura 1.9.8. Exemplo de microscópio óptico utilizado em procedimento de contagem 
manual de células. 
 
O microscópio óptico pode ser dividido em duas partes: mecânica e a óptica. A parte 
mecânica é constituída por um botão de ajuste, chamado macro-micro, que aproxima 
ou afasta o canhão, focalizando a imagem e uma mesa chamada "charriot", onde é 
colocada a lâmina a ser analisada. Por sua vez, a mesa possui dois botões que realizam 
o movimento, em dois sentidos, da lâmina, permitindo a varredura completa do 
material a ser analisado. 
Em relação à parte óptica, pode-se subdividi-la em três sistemas de lentes: o 
condensador, a objetiva e a ocular. O condensador é o responsável pela projeção de 
um cone de luz sobre o que está sendo observado a partir de uma fonte luminosa e 
um espelho. O condensador não influi no aumento da imagem, mas atua na sua nitidez 
e riqueza de detalhes, pois age sobre o limite de resolução do sistema, ou seja, a 
capacidade de separar detalhes, visualmente, entre dois pontos, de forma a 
aparecerem individualizados. Depende essencialmente das objetivas: pode-se afirmar 
 
 
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que o limite de resolução das melhores lentes nos microscópios comuns é de 0,2 μm. 
A objetiva projeta a imagem aumentada do objeto em estudo em direção à ocular, 
que novamente amplia a imagem e a projeta sobre um anteparo (retina, tela, chapa 
fotográfica, CCD etc.). O aumento total obtido é o resultado da multiplicação do 
aumento formado pela objetiva e pela ocular. Os microscópios binoculares possuem 
um prisma, que é colocado após as objetivas, para refletir a imagem nas duas oculares. 
 
2. EQUIPAMENTOS BIOMÉDICOS EM LABORATÓRIOS 
 
Equipamentos biomédicos com finalidades de apoio dentro de uma unidade hospitalar. 
Esses equipamentos caracterizam-se por não terem contato direto com os pacientes, 
entretanto eles têm muita importância no encadeamento de ações para garantir sua 
saúde e bem-estar. 
 
2.1 Estufas de esterilização, estufas de cultira a banho-maria 
 
 2.1.1 Estufas 
 
As estufas são equipamentos que têm a capacidade de aquecimento e manutenção do 
calor em compartimentos interno. Esses equipamentos visam a acumular e conter o 
calor no seu interior, ou seja, a temperatura no interior deve ser maior que a externa. 
Usualmente são compostas de uma caixa e uma fonte de calor interno. 
No caso de cultivo de microrganismos, são utilizadas as estufas de cultura (Figura 2.1) 
com a finalidade de identificação dos micróbios. Diversos são materiais orgânicos que 
podem ser analisados, tais como sangue, urina, escarro e outros. Esses materiais são 
colocados em um meio adequado à sobrevivência dos microrganismos e 
simultaneamente mantidos, por períodos variáveis, a uma temperatura constante 
menor que ~ 37º C. Essas condições têm de garantir a multiplicação desses germes 
e, assim, facilitar a identificação e/ou análise exata deles. 
 
 
 
 
 
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Figura 2.1. Exemplo de modelo comercial de estufa de cultura. 
 
Por outro lado, no caso de assepsia de material utilizado em procedimentos médico-
odontológicos, são utilizadas as estufas de esterilização (Figura 2.2). Em função das 
características dos materiais de constituição de alguns aparelhos ou instrumentos, o 
processo de esterilização indicado será a submissão ao calor seco, visando à completa 
eliminação de microrganismos, ou seja, estéreis, e minimizando a possiblidade de 
contaminação. É Importante frisar que o material a ser esterilizado deve ser inserido 
na estufa previamente higienizado. Dentro da estufa, ele é mantido a uma temperatura 
alta e constante, por período de tempo definido, garantindo, ao final do procedimento, 
que não haja possibilidade de sobrevivência de germes. 
 
 
Figura 2.2. Exemplo de modelo comercial de estufa esterilizadora. 
 
Em termos de disponibilidade comercial, pode-se afirmar que a as estufas de 
esterilização possuem diversos tamanhos. Sua utilização é bem ampla, pois há muitos 
locais dentro de uma unidade hospitalar que necessitam de esterilização, sejam eles 
instrumentos e/ou vidraria. Como exemplo, pode-se citar alguns locais possíveis de 
aplicação do equipamento: gabinetes odontológicos, centrais de esterilização, 
laboratórios, entre outros. 
 
 
 
 
 
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Figura 2.3. Circuito de aquecimento com controle térmico. 
 
A estufa de cultura é um equipamento utilizado em laboratórios de investigação, 
laboratórios de patologias clínicas, microbiologia, imunologia, entre outros inúmeros 
laboratórios, tanto para fins de diagnóstico quanto para pesquisa científica. 
Em uma estufa de cultura elétrica, a fonte do calor ocorre em função da transformação 
da energia elétrica em energia térmica que acaba acumulando dentro da estufa 
fechada. Nesse sentido, uma das possiblidades é a utilização de um termostato em 
série com resistor de aquecimento conforme está na Figura 2.3. 
As estufas denominadas muflas têm a propriedade de atingir temperaturas muito altas, 
útil apenas em alguns procedimentos laboratoriais. 
Como exemplo descritivo, pode-se citar uma estufa de cultura bacteriológica moderna. 
Essa estufa possui controlador eletrônico microprocessado, programação e indicação 
digital de temperatura. Possui um termômetro digital para programar o alarme e dupla 
função de display para indicar digitalmente a temperatura interna do equipamento. 
Costuma operar na faixa de 65° C e, por esse motivo, é fabricada com porta interna 
de vidro temperado, permitindo o acompanhamento visual externo abertura da porta. 
 
 2.1.2 Banho-maria 
 
O equipamento denominado banho-maria tem grande aplicação em laboratórios que 
necessitem de amostras aquecidas para realização das análises. Essa necessidade de 
aquecimento pode ser para preparação ou apenas etapa do procedimento. Dessa 
forma, este equipamento proporciona o aquecimento de amostras, sólidas ou líquidas, 
que não podem ser colocadas diretamente no fogo. Esse procedimento também é 
conhecido como banho termostático. 
 
 
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Os banhos termostáticos têm aplicações em diversas áreas: na indústria alimentícia, 
realizando processos de inspeção, e em indústrias farmacêuticas, químicas, 
laboratórios de microbiologia e universidades. 
No mercado, pode-se encontrar diversos equipamentos de banho-maria para 
laboratórios (Figura 2.4). Eles podem ser: banho-maria analógico; banho-maria digital; 
banho-maria com agitação Dubnoff; banho-maria ultratermostático.Figura 2.4. Exemplos de modelos comerciais de equipamentos de banho-maria analógico 
(esq.) e digital. 
 
Os banhos-maria analógicos têm grande faixa de capacidades volumérica, podendo 
variar de 2 a 45 litros ou mais. A temperatura também pode alcançar grandes valores, 
ou seja, pode atingir temperaturas de 100 a 200 °C, dependendo do modelo do 
fabricante. Esses modelos possuem cuba em aço inox. 
Há modelos de banho-maria digital em que a regulação da temperatura é digital e 
realizada por meio de um microprocessador. O microprocessador é responsável pelo 
processamento do algoritmo para o controle da temperatura por meio de equações 
matemáticas conhecidas como PID (proporcional, integral e diferencial). Nos casos de 
modelos com cubas duplas e revestimento especial, são indicados para produtos 
corrosivos. 
No caso do banho Dubnoff, é agregada a agitação precisa e estável ao procedimento 
de controle da temperatura. Esse tipo de banho é aplicado, por exemplo, em processos 
de fermentação, cultura de células e estudos de tecidos. Esses modelos com agitação 
mecânica podem ter a velocidade de agitação de 10 até 100 oscilações por minuto, 
por exemplo. Há também a possibilidade de regular o processo em minutos, 
oferecendo alarmes no fim do ciclo. 
 
 
 
 
 
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Há ainda os modelos denominados banhos-maria ultratermostáticos, que têm a 
capacidade de atingir temperaturas negativas. Por exemplo, podem operar na faixa de 
temperatura de – 15 °C a 100 °C. 
Nos dias atuais, os equipamentos são mais complexos eletronicamente, pois possuem 
sistemas microprocessados para realizar o controle da temperatura dentro da faixa 
programada pelo operador. Esses sistemas, para manutenção da temperatura dentro 
da faixa esperada, realizam algoritmos denominados PID, ou seja, modelos 
matemáticos proporcional, integral e diferencial. Normalmente, esses sistemas de 
controle da temperatura são modularizados dentro do equipamento, facilitando a 
manutenção. Cabe ressaltar que esse sistema de PID tem atuação direta no termostato 
citado anteriormente. 
 
2.1 Autoclave 
 
O autoclave (Figura 2.5) é um equipamento utilizado em unidades hospitalares que 
visa a realizar a esterilização de materiais através do vapor d'agua em condições de 
pressão superior à atmosférica. É uma tecnologia antiga, tendo seu emprego inicial no 
final do século XIX. 
 
 
Figura 2.5. Exemplos de modelos comerciais de autoclaves. 
 
O princípio de funcionamento para obtenção do aquecimento a vapor é produzido pelo 
aquecimento com resistência elétrica, por exemplo. O objetivo do aquecimento com 
vapor do material é obter a esterilização do material, ou seja, eliminar bactérias ou 
reduzir colônias bacterianas. Deve-se lembrar sempre que o status estéril necessita de 
validade (expira) e o armazenamento deve ser com a temperatura controlada. 
 
 
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O aquecimento a vapor pode ser implementado a serpentina ou com camisa conforme 
ilustrado na Figura 2.6. 
O processo de autoclavagem compreende ciclos de compressão e de descompressão 
de forma a facilitar o contato entre o vapor e os materiais contaminados. Os valores 
usuais de pressão são da ordem de 3 a 3,5 bar, e a temperatura atinge 135º C. Tem 
a vantagem de ser relativamente simples e pode ser utilizada para esterilizar diversos 
tipos de materiais hospitalares. 
 
 
Figura 2.6. Formas de aquecimento a vapor, seja por serpentina ou camisa. 
 
Já o aquecimento da água para gerar vapor é obtido através do efeito Joule com o 
uso de resistências conforme modelos apresentados na Figura 2.7. 
 
 
Figura 2.7. Exemplos de modelos de resistências elétricas utilizadas em autoclaves com 
aquecimento elétrico. 
 
A cronologia do processo autoclavagem é um pouco complexo, como pode ser 
observado no gráfico apresentado na Figura 2.8. 
 
 
 
 
 
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Figura 2.8. Gráfico demonstrando a cronologia das alterações das variáveis físicas ao longo 
do processo de autoclavagem. 
 
Ainda na Figura 2.8, pode-se observar a seguintes etapas no processo de 
autoclavagem: 
 
i. Pre-vácuo. Para que o vapor entre em contato com mais eficiência com os 
materiais a serem esterilizados, logo no início do processo são criadas condições 
de pressões negativas de forma dentro do autoclave; 
ii. Inserção do vapor. Ao final do ciclo de pré-vácuo, abre-se a válvula responsável 
pela inserção do vapor na autoclave. A inserção do vapor resulta em aumento 
gradual da pressão, propiciando o contato entre a água superaquecida e os 
materiais, penetrando nos invólucros e em todas as superfícies; 
iii. Esterilização. Intervalo no qual há estabilização da pressão e da temperatura 
elevadas por tempo determinado pelo operador, que também estabelece a 
temperatura de esterilização; 
iv. Exaustão lenta. Após o período de esterilização é aberta válvula para liberação 
do vapor de forma lenta e gradual. Esse vapor passa por filtros de poros finos 
antes de ser liberado para o meio externo, visando a que não haja 
contaminação. Ao longo disso, há despressurização proporcional até alcançar a 
pressão atmosférica; 
 
 
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v. Resfriamento da carga. Percebe-se pelo gráfico que a transição de pressão é 
relativamente rápida, entretanto a transição da temperatura relativa ao 
processo de arrefecimento da carga é relativamente lento. O processo se 
encerra quando é alcançada a temperatura que permita o manuseio de retirada 
do material; 
vi. Descarte do condensado. Ao final de todo o processo de autoclavagem, são 
produzidos efluentes relativos ao emprego do vapor. Esse efluente deve ser 
devidamente direcionado para uma estação de tratamento antes de ser liberado 
conjuntamente com efluentes domésticos. 
 
 
Figura 2.9. Exemplo de diagramação simplificada de um autoclave. 
 
Basicamente, no processo de operação da autoclavagem, após o fechamento da porta, 
deve-se esperar que saia pela válvula de ar um vapor equivalente a uma panela de 
pressão; em seguida, deve-se fechar a válvula de ar e aguardar que o termômetro 
registre temperatura desejada. 
A programação da temperatura desejada é dependente do tipo de material a ser 
esterilizado; por exemplo, para meios de cultura, é recomendado 15 minutos a 120° 
C. Quando o nível de temperatura e pressão são alcançados, é prudente reduzir a 
potência do equipamento (visando a estabilizar a temperatura) e aguardar o tempo 
para esterilização. 
 
 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 23 
 
Alguns exemplos de recomendações pertinentes no procedimento operacional: 
 
Alguns exemplos de recomendações pertinentes no procedimento operacional: 
• Vidrarias em geral devem ser embrulhadas em um papel próprio para 
autoclaves; 
• Ter precaução de preparar o material a ser auto clavado de modo a não 
contaminá-lo quando for retirado da autoclave; 
• Em relação aos meios de cultura, coloca-se uma rolha de algodão na boca do 
tudo e cobre-se com o papel de autoclave; passa-se uma fita indicadora (com 
cor) de positividade da autoclavagem; 
• Para evitar oxidação do metal das resistências e a danificação do equipamento, 
é recomendado colocar água destilada suficiente para cobri-las; 
• No fechamento da autoclave, os parafusos devem ser fechados 
hermeticamente, em cruz, um após o outro, até que a autoclave esteja 
totalmente segura e fechada. 
 
3. EQUIPAMENTOS BIOMÉDICOS PARA IMAGENS MÉDICAS 
 
Nesta seção, são descritos os equipamentos biomédicos responsáveis pela produçãode imagens médicas (exceção ao EB de ultrassom que já foi abordado em outra 
disciplina do curso) dentro de um estabelecimento de saúde. Nos dias atuais, existem 
várias técnicas, e princípios físicos, empregados nessas tecnologias, resultando em 
imagens com qualidades, finalidades e danos ao paciente diferentes. Portanto, cabe 
ao médico a indicação da técnica mais indicada para cada tipo de investigação na 
busca do diagnóstico. 
Essas diferentes tecnologias, apesar de todas produzirem imagens internas da 
estrutura do corpo humano, têm comportamento diferenciado e, portanto, terão 
finalidades diferentes. 
Serão descritas em técnicas de radiografia, tomografia, ressonância magnética 
nuclear, gamma câmera e PET - SPECT. 
 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 24 
 
3.1 Radiografia 
 
 3.1.1 Definições e histórico 
 
Ainda no século XIX, mais precisamente em 1895, o estudo realizado pelo professor 
Wilhelm Conrad Röntegen sobre o comportamento dos raios catódicos em ampolas de 
vidro com interior a vácuo observou que alguns cristais próximos ao tubo emitiam uma 
intensa fluorescência. O estudo do fenômeno conclui que a emissão de luz tratava-se 
de uma radiação, até então desconhecida, a qual passou a ser assim chamada: RAIOS 
- X. 
 
 3.1.2 Produção dos raios-x 
 
A produção de raios-X é inerente à colisão de elétrons com alta velocidade contra uma 
matéria quando são freados repentinamente. A maior parte (99%) da energia cinética 
dos elétrons é transformada em calor, e o restante em radiação X. 
Os raios-X são uma onda eletromagnética e, portanto, se propagam em linha reta, não 
podem ser desviados por campos magnéticos, atravessam o vácuo e podem sofrer 
reflexões e refrações. 
A frequência dos raios-X produzidos é dependente da energia do elétron que colide 
com a matéria, que, no caso, seria o anodo do tubo de raios catódicos. Em função da 
relação estabelecida pela equação (3.1), pode-se afirmar que, quanto maior a energia 
do elétron, maior a energia da radiação X e, consequentemente, menor o comprimento 
de onda. 
 
E=hc/λ eq. (3.1) 
em que: E = energia da onda eletromagnética; 
h = constante de Planck (6,624 x 10-27 erg.s); 
 
 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 25 
 
c = velocidade da onda eletromagnética no vácuo (300.000 Km/s); 
λ = comprimento de onda. 
 
A definição de energia do elétron que colide com o anodo é função da d.d.p. 
(voltagem) aplicada ao anodo e ao catodo. Por exemplo: 150 kV  λ = 0,008 nm e 
40 kV  λ = 0,06 nm. 
A relevância da energia dos raios-X está na relação com o seu poder de penetração 
na matéria, ou seja, quanto maior a energia da radiação (menor λ), maior o poder de 
atravessar os corpos. 
 
 
Figura 3.1. Identificação no espectro de ondas eletromagnéticas da faixa utilizada em 
exames de radioganóstico. 
 
 3.1.3 Tubos de raios-x 
 
Inicialmente, os tubos de raios-X (ou ampôlas) utilizavam filamento de volfrânio (ou 
tungstênio) em espiral que ficava incandescente com a passagem da corrente elétrica 
(corrente de filamento de 3 a 8 amperes), provocando assim uma emissão eletrônica 
(emissão termoiônica). A quantidade de elétrons "livres" (emitidos) é proporcional à 
temperatura e, consequentemente, à corrente do filamento. 
Dada a ausência da d.d.p. (tensão) entre anodo e catodo, os elétrons do filamento 
ficam “flutuando", formando o que se denomina nuvem de elétrons. Ao anodo aplica-
se uma tensão positiva em relação ao catodo, provocando a emissão de elétrons do 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 26 
filamento para o catodo, formando uma corrente/fluxo pelo tubo. A velocidade com 
que os elétrons alcançam o anodo (colisão) é proporcional à d.d.p. entre anodo e 
catodo. Para produzir raios-X, é necessário que os elétrons tenham grande 
velocidade/energia, ou seja, a d.d.p. deverá ser alta, na ordem de kVolts, assim como 
alto grau de vácuo dentro do tubo. Por outro lado, a corrente de elétrons dentro do 
tubo (densidade do feixe) independe da d.d.p. (anodo-catodo), ou seja, depende da 
corrente de filamento. 
Em função da energia na colisão dos elétrons, é necessário que o anodo seja 
constituído por um material rígido e com ponto de fusão elevado devido à conversão 
da energia cinética dos elétrons em térmica. O volfrânio (Z = 74 e ponto de 
fusão = 3350 ºC) possui essas características. É necessário, também, que o anodo 
seja um bom condutor térmico, portanto terá apenas 2 a 3 mm de espessura de 
volfrânio, enquanto o restante é formado por um bloco de cobre, que é um excelente 
condutor térmico e permite uma difusão mais rápida do calor para fora do tubo. 
Até o momento foi descrita a mecânica de funcionamento dos tubos denominados de 
anodo fixo, conforme pode ser observado no diagrama da Figura 3.2. Nesses casos, o 
calor gerado devido à colisão dos elétrons é muito intenso apesar das técnicas de 
condutividade térmica dos materiais envolvidos. Esse calor intenso cria um limite de 
geração de raios-X. Em função dessa limitação, esse tipo de tubo tem uso restrito a 
aparelhos de pequeno porte, isto é, de no máximo 200 mA de corrente de tubo. 
Exemplo: raio-X dentário (10 – 15 mA) e raio-X portátil (25 – 200 mA). 
 
 
Figura 3.2. Exemplos de diagrama interno de tubo de raios-X de anodo fixo. 
 
Na tentativa de minimizar o problema do aquecimento excessivo em um único ponto 
do anodo, foi idealizado o tubo de anodo giratório (Figura 3.3). A capacidade de giro 
do anodo é obtida através de um campo magnético externo (tipo motor gaiola de 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 27 
esquilo). O giro proporciona que o bombardeamento de elétrons não ocorra na mesma 
região, e dessa forma haverá melhor refrigeração do anodo. Essa melhora na eficiência 
propicia um aumento na potência dos tubos 10 a 15 vezes maior do que com anodo 
fixo. Em redes elétricas de 60 Hz, a rotação é de 3000 rpm a 9000 rpm, dependendo 
apenas do campo excitador externo, conseguindo chegar a correntes de até 1000 mA. 
 
 
 
(a) (b) (c) 
 
Figura 3.3. (a) Exemplo de diagrama de tubo de anodo giratório; (b) Ilustração de 
uma ampola real de anodo giratório; (c) Ilustração de uma carcaça real utilizada na 
proteção da ampola. 
 
 
 3.1.4 A carcaça 
 
O envoltório protetor da ampola de vidro (frágil) é denominado carcaça (Figura 3.3(c)). 
A carcaça também traduz proteção em relação à alta voltagem e à radiação 
difusamente produzida. É constituída de metal rígido e recoberta internamente por 
chumbo seguindo critérios de proteção radiológica em relação aos raios-X produzidos. 
No local de passagem do eixo de raios-X, é colocada uma janela. Em termos de 
proteção elétrica do conjunto, em função da alta tensão aplicada, e também visando 
à refrigeração, usualmente coloca-se dentro do tubo óleo isolante. 
 
 
 
 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 28 
 
 3.1.5 Propriedades dos raios-x 
 
A seguir, são descritas as principais propriedades físicas dos raios-X, visando a 
estabelecer conhecimentos básicos para compreender o processo de formação de uma 
imagem médica. 
 
a) Atravessar e/ou interagir com a matéria 
Os raios-X, ao atravessarem a matéria, ocasionam um processo de interação que 
provoca a atenuação da sua intensidade, que é dependente dos seguintes fatores: 
i. Natureza da substância a ser atravessada, considerando o seu número 
atômico, pois a atenuação da radiação X é proporcional ao cubo do número 
atômico por grama de matéria. Para as partes moles do corpo, é considerado 
o númeroatômico igual a 7,3, que corresponde, aproximadamente, ao da 
água. No caso dos ossos, o número atômico eficaz é aproximadamente igual 
a 14; 
ii. Densidade da substância. Quanto maior o número de átomos, por unidade de 
volume, com igual número atômico, maior será a atenuação, pois a relação é 
diretamente proporcional; 
iii. Espessura da matéria. Quanto maior for o caminho que os raios-X irão 
atravessar, ou seja, mais espesso for o material, maior será a atenuação; 
iv. Comprimento de onda dos raios-X. Quanto menor a energia dos raios-X, maior 
será a atenuação sofrida por ele. Respeitando a relação matemática da 
eq. (3.1), menor energia significa maior comprimento de onda ou maior 
frequência. Portanto, os raios-X, ao serem mais "moles" (maior comprimento 
de onda), sofrem atenuação maior, ou seja, com raios mais "duros" (menor 
comprimento de onda), a atenuação é menor e há maior penetração na 
matéria. 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 29 
b) Fluorescência - induzem a emissão de luz em determinados 
materiais 
Algumas substâncias, como, por exemplo, o sulfato de zinco, iodeto de césio e 
platinucianeto de bário, têm a propriedade de emitir luz ao serem bombardeadas por 
radiações X ou elétrons com grande velocidade, fenômeno denominado fluorescência. 
c) Sensibilização de filmes fotográficos 
Tem a capacidade de interagir sobre uma película fotográfica, ou seja, depois da 
revelação e da fixação, provoca o escurecimento do local onde sofreu interação. O 
brometo de prata (AgBr) presente nos filmes fotográficos interage com os raios-X e 
proporciona a formação de uma imagem visível após a revelação. 
d) Ionização de gases 
Ao interagir com átomos no estado gasoso, tem a capacidade de separar elétrons da 
estrutura atômica, resultando em elétrons livres carregados negativamente e íons 
carregados positivamente. O movimento desses elétrons e dos íons, quando 
polarizados, ocasiona a corrente elétrica. 
e) Mutações nos tecidos 
Ao longo de décadas de estudos, foi provado cientificamente que os raios-X têm a 
capacidade de provocar danos aos tecidos humanos. A energia desses feixes da 
radiação pode interagir com as cadeias de DNA das células, podendo causar, em 
termos probabilísticos (na maioria dos casos), os seguintes danos: inibir o crescimento, 
destruir tecidos, causar inflamações e provocar neoplasia. 
Por essa razão, existem normas técnicas rigorosas de proteção radiológica que definem 
métodos de proteção e medição, sempre tentando minimizar a exposição do paciente 
e do operador. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 30 
 3.1.6 Radioproteção 
 
A ciência da radiproteção deve se preocupar basicamente com dois grupos: a proteção 
do paciente e a do operador. Esses são os dois principais grupos que estão diretamente 
relacionados com o procedimento. Entretanto, é importante lembrar que sempre 
deverá haver a preocupação com aquele que apenas transita pelas instalações 
hospitalares sem que esteja diretamente envolvido, pois a radiação tem a propriedade 
de atravessar matérias, colocando em risco, principalmente, aqueles que estão em 
áreas contíguas ao local de instalação do equipamento. 
 
a) Proteção ao paciente com peças acessórias 
i. Colimador: dispositivo posicionado na saída da janela do tubo que visa a limitar 
a área do corpo do paciente que será exposta ao feixe de raios-X (Figura 3.4); 
ii. Filtro: lâmina de alumínio posicionada na janela de saída do tubo que visa a 
atenuar os raios-X de menor energia ou maior comprimento de onda que não 
contribuem com a formação da imagem e ainda adicionam riscos à saúde do 
paciente; 
iii. Técnica: busca da otimização (minimização) do tempo de exposição do 
paciente com a evolução tecnológica. 
 
 
 
Figura 3.4. Diagramas de três tipos distintos de colimador. A imagem na parte inferior 
representa um tipo de colimador com ajuste da abertura do diafragma e possui 
foco luminoso no seu interior, o que auxilia o operador do equipamento. 
 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 31 
b) Proteção para os operadores e médicos com dispositivos 
externos 
Esse grupo de pessoas tem a desvantagem de estar em contato diário com o 
procedimento radiológico. Apesar de não serem expostos diretamente aos raios-X 
primários, eles podem sofrer danos em função das radiações secundárias. 
i. Biombo, colete e luvas feitos à base de chumbo nas suas composições. Têm a 
capacidade de atenuar significativamente a radiação; 
ii. Dosímetro: dispositivo que tem o propósito de monitorar, de forma cumulativa, 
a radiação recebida ao longo de um mês. Em geral, é fixado junto à pessoa 
em sua vestimenta ao longo do expediente de trabalho. Ao final do mês, é 
recolhido e avalia-se se o portador daquele dosímetro recebeu a quantidade 
máxima de radiação permitida pela norma internacional e nacional sem que 
ocorram riscos a sua saúde. 
 
 3.1.7 Exame – formação da imagem 
 
Os raios-X, ao atravessar o corpo humano, terão sua intensidade modificada 
proporcionalmente ao tipo de material atravessado. Essa modulação da intensidade 
da radiação, em função dos tecidos transpassados, será registrada na interação com 
a película fluoroscópica (ECRAN), que tem a capacidade de converter os raios-X em 
luz, que, por sua vez, sensibiliza um filme fotográfico. Na sequência, esse filme é 
revelado, quando é finalmente formada a imagem radiodiagnostica. A qualidade da 
imagem formada é muito dependente dos ajustes do equipamento em função da parte 
do corpo que será analisada. Por exemplo, é de conhecimento que, quanto maior a 
tensão (kV) anodo-catodo, maior é o poder penetrante do raios-X; assim como, quanto 
maior a corrente (mA) que passa pelo tubo, maior será a intensidade de radiação 
gerada que, associada ao tempo de exposição (segundos - s), caracteriza outro ajuste 
(mAs), cujos valores são responsáveis pelo contraste da imagem radiográfica. O último 
fator relevante é a distância entre o tubo e a área a ser examinada no paciente. Para 
auxiliar o operador, já existem tabelas para cada tipo de exame em que são 
encontrados os valores dos fatores que foram descritos. 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 32 
 3.1.8 Acessórios em aparelhos de radioagnóstico 
 
A seguir, são descritos alguns dispositivos acessórios principais utilizados em 
aparelhos de radiodiagnósticos. A Figura 3.5 ilustra cada um desses acessórios. 
 
 
 
Figura 3.5. Paciente numa mesa Bucky. 
 
a) Ecran - Dispositivo responsável pela conversão dos raios-X em radiação 
luminosa. Usualmente é composta por sulfato de cádmio e zinco - ou, 
simplesmente, sulfato de zinco; 
b) Chassis ou cassetes – Fina caixa, vedada a passagem de luz, onde são 
acondicionados o ecran e o filme; 
c) Grade – Dispositivo composto internamente por tiras bem finas de chumbo, 
formando uma grade e posicionado próximo aos chassis, que têm por objetivo 
minimizar as radiações secundárias (espalhamento) e, assim, melhorar a 
nitidez da imagem; 
d) Bucky – Dispositivo, ou parte do sistema, que acomoda os chassis e realiza 
a movimentação da grade. 
 
 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 33 
 
Figura 3.6. Exemplo de imagem radiográfica. 
 
 
 3.1.9 Processo de revelação 
 
Após a exposição do filme fotográfico à luz proveniente do ecran dentro dos chassis, 
é necessário que seja iniciado um procedimento de revelação do filme que poderá ser 
manual ou automático. 
 
a) Manual – Compreende a utilização de três tanques contendo produtos 
químicos com a finalidade de tornar visível a imagem. Após a exposição 
radiográfica, os chassis são conduzidosa uma câmara escura, onde são 
abertos, o filme retirado dos chassis e mergulhado nos tanques na seguinte 
sequência: revelador, fixador e água. 
b) Automático – Equipamento que realiza o procedimento de revelação do 
filme de forma automática. Esses equipamentos são chamados de 
processadora de filme radiológico. Possuem rolos que guiam a passagem do 
filme pelos elementos químicos de revelação, fixação e água; ao final, é 
realizada a secagem. Fica instalado em uma câmara escura para que ocorra a 
inserção do filme com segurança, enquanto o outro lado do equipamento é 
projetado para que a saída seja em outra sala, câmara clara, para retirada da 
radiografia revelada (Figura 3.6). 
 
 
 
 
 
 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 34 
 
 3.1.9.1 Acessórios em aparelhos de radioagnóstico 
 
a) FLUOROSCOPIA 
Essa técnica com raios-X visa a permitir a inspeção em tempo real dos órgãos 
internos do paciente. Ao atravessarem o corpo do paciente, os raios-X colidem com 
tela fluorescente (ecran) que é acoplada a um sistema de imagem, ou seja, uma 
câmera que capta a imagem no ecran e a apresenta ao médico. Em função de o 
sistema ser baseado na exposição contínua de radiação X ao paciente, é muito 
importante que haja diminuição da intensidade dessa radiação. Nesse sentido, é 
acoplado à tela fluorescente um dispositivo denominado intensificador de imagem, que 
tem a capacidade de ser sensibilizado com muita pouca intensidade luminosa formada 
no ecran. Possibilita, dessa forma, a redução significativa da intensidade da radiação X. 
Nessa técnica, geralmente, é acompanhado com um sistema de vídeo, ou seja, a 
imagem é transmitida para um monitor (Figuras 3.7 e 3.8). 
 
Figura 3.7. Diagrama geral de sistema de fluoroscopia. 
 
 
 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 35 
 
Figura 3.8. Exemplo de modelo comercial de equipamento de fluoroscopia. 
 
b) SERIOGRAFIA 
Esse procedimento significa apenas a realização da captura de sequência de 
imagens no mesmo filme ao longo de um exame fluoroscópico. Quando o médico, 
durante a inspeção, detecta a região de interesse, pode, naquele momento, acionar a 
possibilidade do registro das imagens em uma sequência de radiografias. 
c) MAMOGRAFIA 
Refere-se ao procedimento de radiodiagnóstico da mama. O equipamento de 
raios-X praticamente não difere dos equipamentos convencionais, entretanto o tipo de 
exame exige que a imagem radiográfica possua melhor resolução. Nesse sentido, o 
tubo de raios-X deve possuir menor tamanho do foco, ou seja, menor espessura do 
filamento, e, consequentemente, menor área do alvo (anodo) onde ocorre a colisão 
dos elétrons. Esse fenômeno resulta em melhor resolução da imagem radiográfica. 
 
 
Figura 3.9. Ilustração exemplificando procedimento do exame (esq.) de mamografia e a 
imagem obtida. 
 
d) TOMOGRAFIA 
Esse método tem como objetivo proporcionar uma imagem de uma seção do 
corpo. Essa técnica será descrita em detalhes no próximo item deste documento. 
 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 36 
 
 3.1.9.2 Circuito simplificado de um aparelho de raios-x 
 
Apenas para exemplificar, a seguir, na Figura 3.9.1, é apresentado um circuito 
eletrônico simples respectivo a um aparelho de raios-X. É fácil observar a presença de 
transformadores para elevar as tensões para os níveis necessários de kVolts. Assim 
como um controle chaveado da corrente que passa pelo filamento. 
 
Figura 3.9.1. Circuito eletrônico simplificado de um aparelho de raios-X. 
 
3.2 Tomografia computadorizada (TC) 
 
 3.2.1 Breve introdução da TC 
 
A tomografia computadorizada (TC ou CT, em inglês) foi introduzida na prática 
clínica em 1972 no Atkinson Morley Hospital, em Londres. A possibilidade de 
visualização de imagens correspondentes às seções transversais de determinado 
segmento da estrutura corpórea, com a utilização dos raios-X, revolucionou a 
tecnologia de radiodiagnóstico. A partir dessa grande inovação tecnológica, passou a 
ser possível a obtenção de imagens no mesmo eixo no qual o feixe de raios-X atravessa 
o paciente, que, um pouco mais adiante, foram matematicamente superpostas, dando 
origem à visualização tridimensional interna do corpo (Figura 3.9.2). 
 
 
 
 
 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 37 
 
 
 
(a) (b) 
Figura 3.9.2. (a) Caracterização da diferença entre as imagens radiográficas convencionais 
e as de TC; (b) Ilustração demonstra o princípio da captura de uma imagem 
de uma seção transversal da estrutura corpórea. 
 
 3.2.2 Vantagens da técnica 
 
A técnica tem a sensibilidade suficiente para distinguir pequenas diferenças de 
densidade, em especial entre os tecidos moles, o que possibilita a visualização das 
estruturas internas, órgãos e tecidos de forma bem diferenciada. A capacidade de 
distinção das densidades dos tecidos em radiografia está em torno de 2%, enquanto 
que em TC é de 0,5%. 
Outra grande vantagem é que a imagem caracteriza-se como um corte ou seção 
de transversão do corpo, mas mesmo assim não há sobreposição das imagens 
respectivas às estruturas do corpo cujos raios-X atravessam. 
Após o processo matemático de reconstrução das imagens, não há distorções 
nas estruturas anatômicas apresentadas nas imagens, ou seja, são mantidas as 
proporções dimensionais. 
O processo de obtenção das imagens em TC se caracteriza pela digitalização de 
todos os sinais eletrônicos envolvidos, pois o processamento matemático é realizado 
por processadores em computadores acoplados aos equipamentos. Esse 
processamento digital das imagens permite que sejam medidas e identificadas 
quantitativamente as densidades dos tecidos e as dimensões das estruturas. 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 38 
Ainda fruto do processamento digital da informação, o sistema permite que 
sejam feitas reformatações e manipulações pós-reconstrução da imagem, tais como 
ampliação, suavização (filtragem de ruídos), reformatação em outros planos (2D) e 
reconstrução tridimensional (3D). 
 
 3.2.3 Princício de funcionamento – reconstrução da imagem 
 
Em termos de funcionamento do equipamento propriamente dito, observa-se 
que um tubo de raios-X gira em torno do paciente, emitindo um feixe de radiação num 
plano axial. Sincronamente, um conjunto de detectores de raios-X é posicionado no 
lado oposto ao tubo, após o corpo de paciente, onde captam-se os fótons de raios-X 
que atravessam e interagem com o paciente. Como pode ser observado na Figura 
3.9.3, ao interagir com o segmento, o eixo axial, do corpo no qual atravessa, o feixe 
de raios-X sofrerá uma modulação de sua amplitude. Analisando espacialmente ao 
longo do movimento giratório e fazendo a composição dessas intensidades moduladas, 
será obtido um sinal com diversas amplitudes que posteriormente são processados por 
algoritmos matemáticos para reconstrução da imagem. 
 
 
 
Figura 3.9.3. Desenho demonstrando o princípio de funcionamento de uma TC. 
 
 
 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 39 
 
A Figura 3.9.4 apresenta outra possiblidade de intepretação na questão da 
modulação das intensidades dos raios-X que atravessam o paciente, no caso 
representado pela circunferência em ponto preto representando uma estrutura de 
densidade maior. Perceba que, para a projeção do feixe de raios-X, há uma atenuação 
da intensidade captada pelos detectores, representado por ondas quadradas e 
negativas. 
Matematicamente, cada intensidade (I) referente a cada projeção representa 
um somatóriode todas as atenuações sofridas pelos raios-X ao longo de seu percurso. 
Esses elementos atenuadores (estruturas corpóreas) representam os elementos 
básicos da imagem, ou seja, o pixel (P). Portanto, o que se deseja é descobrir o valor 
individual da intensidade de cada pixel formador da imagem 2D. 
 
 
(a) (b) 
 
Figura 3.9.4. (a) Diagrama representando a detecção das intensidades, em situação 
hipotética, após os raios-X atravessarem um volume e sofrerem as ações das 
atenuações relativas às diferentes densidades; (b) São representadas as 
equações matemáticas referentes a um exemplo (hipotético) com apenas 
quatro feixes de raios-X e quatro pixels. 
 
A Figura 3(b) descreve uma situação como exemplo em que existem quatro 
feixes de raios-X em direções perpendiculares, dois a dois, atravessando um corpo e 
sofrendo a ação das atenuações relativas às diferentes densidades dos materiais 
atravessados no volume. As quatro equações regem um sistema solucionável em 
termos matemáticos. pois há quatro equações. Portanto, é fácil perceber que, mesmo 
em um sistema mais complexo, em que haja muitos mais eixos e pixels, quando o 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 40 
número de equações é igual ou superior ao número das intensidades dos pixels 
(variáveis), será perfeitamente possível determinar as intensidades dos pixels e formar 
a imagem. Atualmente, a solução dessas equações é facilmente resolvida de forma 
matricial pelos processadores dos computadores. 
Outra forma de abordar a questão da reconstrução da imagem é através da 
análise espacial, conforme apresentado na Figura 3.9.5. 
 
 
 
Figura 3.9.5. Exemplo de análise espacial da reconstrução da imagem em TC. 
 
Na Figura 3.9.5, são apresentados os dois sinais de intensidades respectivos às 
duas projeções hipotéticas em situação de perpendicularidade. A partir desses sinais, 
que podem ser encarados como imagens de uma dimensão, espalha-se o sinal em um 
plano, formando uma imagem de duas dimensões (2D). A superposição (somatório) 
dessas duas imagens, originariamente de uma dimensão, remonta à imagem 2D 
esperada no final. Como o exemplo trata apenas de duas vistas do objeto, a resolução 
da imagem final formada é de baixa qualidade, entretanto é fácil perceber que, se 
houvesse mais vistas (em outros ângulos) do corpo, melhor seria a resolução da 
imagem 2D final. 
É de muita importância perceber que esse processo de reconstrução da imagem 
é extremamente dependente do conhecimento do caminho exato dos raios-X ao 
atravessar a estrutura do corpo, ou seja, deve haver uma sincronicidade espacial 
absoluta entre a fonte de radiação e os detectores. 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 41 
No caso da reconstrução de imagens de três dimensões, é realizada a 
superposição de várias imagens 2D, sendo cada uma respectiva a uma vista em corte 
do corpo/objeto, conforme ilustrado na Figura 3.9.6. 
 
 
Figura 3.9.6. Diagrama ilustrando o processo de construção de uma imagem tridimensional 
(3D) em TC. 
 
 3.2.4 Evolução tecnológica da TC 
 
Como todas as tecnologias, a tomografia computadorizada também sofreu, e 
sofre continuamente, um processo de evolução. A seguir, serão apresentadas 
cronologicamente cada uma das gerações dessa tecnologia. 
• 1ª Geração 
Data de 1970 e caracteriza-se por feixes de raios-X bem finos e pelo movimento, 
tanto dos detectores quando da fonte de raios-X, transversalmente ao longo do objeto 
sob análise, conforme apresentado na Figura 3.9.7. Após cada movimentação 
transversal, há rotações síncronas sucessivas do conjunto. Considerando que foi o 
primeiro e a tecnologia disponível da década de 70, é importante observar que o 
procedimento de análise poderia durar horas, pois uma imagem referente a um corte 
poderia durar até 5 minutos. 
• 2ª Geração 
Uma evolução foi rápida em relação à primeira geração, pois já estava sendo 
empregada em 1972. Nesse caso, um feixe de raios-X em forma de leque é projetado 
em direção ao objeto/corpo em análise, entretanto, agora em formato de feixe, possui 
pequeno ângulo, ou seja, há uma abertura divergente. Portanto, múltiplos detectores 
são responsáveis pela detecção desse feixe simultaneamente (Figura 3.9.8). Como os 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 42 
feixes são divergentes e passam através do paciente em diferentes ângulos, o conjunto 
pode girar em incrementos de vários ângulos, resultando em menores tempos de 
leitura. Esse procedimento tem duração aproximada de alguns minutos, pois cada 
imagem de um corte poderia levar até 1 minuto. 
 
 
Figura 3.9.7. Esquema ilustrando o funcionamento do TC de primeira geração. 
 
 
Figura 3.9.8. Esquema ilustrando o funcionamento do TC de segunda geração. 
 
• 3ª Geração 
Essa tecnologia foi empregada em 1976. Nessa geração, o conjunto, o tubo rotativo 
com feixe em leque e detectores, executa uma varredura contínua de 360º. Um feixe 
de raios-X com um grande ângulo de abertura abrange todo o objeto investigado 
(Figura 3.9.9). Com essa nova estruturação do conjunto, torna-se possível a realização 
de várias centenas de medições para cada pulso da fonte de raios-X gerados. Essa 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 43 
grande quantidade de medições proporciona a melhoria da qualidade da imagem 
durante o processamento de reconstrução matemática. 
 
 
Figura 3.9.9. Esquema ilustrando o funcionamento do TC de terceira geração. 
 
• 4ª Geração 
O emprego dessa tecnologia remete ao ano de 1978. O que diferencia essa técnica 
das gerações anteriores é o arranjo dos detectores, que estão posicionados ao longo 
de um anel contínuo de 360o; portanto, eles são estacionários. A única fonte de raios-
X executa o giro completo em torno do objeto analisado (Figura 3.9.9.1). O feixe tem 
formado de leque e incide em vários detectores ao mesmo tempo. Partes do feixe de 
raios-X passam por fora do paciente, visando à calibração dos detectores. O anel de 
detectores pode chegar ao número de 4800, e a aquisição de um corte demanda um 
tempo inferior a um segundo. 
 
 
Figura 3.9.9.1. Esquema ilustrando o funcionamento do TC de quarta geração. 
 
 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 44 
 
Essa geometria do arranjo proporciona um aquecimento do tubo acima do normal, o 
que o torna especial, de alta performance e de custo elevado. Nessa geometria, os 
detetores indicados e usados são de estado. 
 
• 5ª Geração (Helicoidal) 
Essa tecnologia tem o emprego iniciado em 1989. Na tomografia computadorizada 
helicoidal, o paciente é movido ao longo do eixo horizontal simultaneamente ao 
movimento giratório do tubo de raios-X ao redor do paciente (Figura 3.9.9.2). O feixe 
central de raios-X que atravessa o paciente definirá uma trajetória helicoidal durante 
o exame, como pode ser observado na Figura 3.9.9.2. A relação entre o movimento 
do paciente e do tubo é denominada passo (pitch, em inglês), que é definido como o 
movimento da mesa para cada giro completo do tubo de raios-X dividido pela largura 
de colimação (ambos expressos em milímetros). Vejamos o exemplo: considerando 
um passo de 2, seria o caso de uma fatia/corte de 5 mm em que o paciente mover-
se-ia 10 mm durante o giro completo de tempo 360 graus do tubo. 
O processo de reconstrução da imagem exige a utilização da técnica de interpolação 
das projeções capturadas em posições específicas ao longo do eixo do paciente. A 
espessura das imagens reconstruídas tem sempre a mesma espessura do colimador 
utilizado. 
 
 
Figura 3.9.9.2. Desenho ilustrandoo princípio de funcionamento de um TC de sexta 
geração. 
 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 45 
 
As medições são adquiridas ao longo da rotação contínua do tubo no Gantry, e 
simultaneamente há o movimento horizontal da mesa. O procedimento pode levar de 
20 a 60 segundos. O tubo dentro do Gantry utiliza a técnica de anel deslizante. Os 
tubos utilizados nesse tipo de equipamento são de alta potência. 
Apesar de a trajetória realizada em volta do eixo do paciente ser espiral ou helicoidal, 
os algoritmos de reconstrução se referem a uma fatia circular, com sequência da 
interpolação matemática entre os pontos de giros completos. 
Caso o passo seja < 1, isso implicará na superposição dos dados medidos e em maior 
dose radioativa ao paciente, contudo melhor qualidade da imagem final, pois haverá 
mais dados redundantes. No caso do passo ser >1, implicará em imagem estendida e 
menor dose no paciente. Os valores típicos do passo são: 0,5; 1,0; 1,5; 2,0. 
Em termos de sensibilidade do sistema, pode-se afirmar que as estruturas 
posicionadas no centro do corpo/objeto são mais identificáveis do que aquelas 
posicionadas nas bordas do corte. 
 
• 6ª Geração – (Multicortes) 
Essa técnica foi empregada a partir de 1993. Fundamentalmente, ela está baseada em 
dois princípios: utilizam ampolas de raios-X especiais, ou seja, os feixes de elétrons 
são defletidos e focalizados em anéis de alvo com grande diâmetro posicionados no 
Gantry, enquanto os anodos possuem múltiplos anéis de alvo. Outro ponto é que os 
detectores são arranjados em múltiplos anéis de detectores, ou seja, uma distribuição 
matricial do arranjo dos detectores (Figura 3.9.9.3). São equipamentos muito rápidos: 
por exemplo, poucas dezenas de milisegundos por fatia. 
 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 46 
 
(a) (b) 
 
Figura 3.9.9.3. (a) Ilustração caracterizando os múltiplos cortes realizados ao mesmo 
tempo em função do feixe de raios-X; (b) Representação de um arranjo 
matricial de detectores em estado sólido. 
 
 3.2.5 O equipamento e as imagens 
 
O equipamento de tomografia computadorizada é composto basicamente pelo sistema 
denominado Gantry, que se assemelha com uma grande rosca onde estão inseridos o 
tubo de raios-X e os detectores (sensores), além de uma mesa que suporta e fixa o 
paciente a ser submetido ao exame (Figura 3.9.9.4). No caso de TCs helicoidais, essa 
mesa terá movimento síncrono ao movimento do tubo como visto anteriormente. 
 
 
Figura 3.9.9.4. Ilustração contendo exemplo de modelo comercial de TC e diagrama 
descrevendo as partes do sistema. 
 
 
 
 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 47 
 
A Figura 3.9.9.5 apresenta exemplos de imagens reais obtidas em exames de TC. Em 
especial, percebe-se que a Figura 3.9.9.5(c) apresenta uma imagem em corte 
longitudinal, o que, em princípio, não condiz com o esperado, conforme apresentado 
na Figura 3.9.9.5 (a). Entretanto, no caso de obtenção de imagens 3D em TC, 
conforme apresentado na Figura 3.9.9.5 (b), após o processo de interpolação das 
imagens de cada corte, é possível proceder novos processamentos nas imagens e 
obter imagens com cortes em qualquer eixo que seja necessário, dependendo 
exclusivamente da capacidade do software de manipulação inerente ao equipamento. 
 
 (a) (b) (c) 
 
Figura 3.9.9.5. Exemplos de imagens reais obtidas em exames de TC. (a) Imagem 2D de um 
corte transversal na região do crânio; (b) Imagem 3D respectiva à interpolação 
de múltiplos cortes transversais; (c) Manipulação/processamento de uma 
imagem 3D, proporcionando visão em outro eixo de corte. 
 
3.3 Ressonância magnética nuclear (RMN) 
 
As imagens médicas fornecidas pelas tecnologias que empregam os raios-X 
basicamente visam à visualização de estruturas anatômicas. A evolução tecnológica 
propiciou o surgimento de novas técnicas que têm a capacidade de evidenciar, além 
das informações estruturais, também modificações fisiológicas dos tecidos. Entre as 
tecnologias que têm essa capacidade, pode-se citar a imagem por ressonância 
magnética (IRM ou MRI, considerando a língua inglesa). Essa tecnologia aplica 
conceitos físicos ou a técnica denominada ressonância magnética nuclear (RMN). 
A partir de 1971, vários cientistas observaram em medições em tecidos vivos que a 
técnica de RMN era sensível à dinâmica das modificações ocorridas durante reações 
químicas. Apenas em 1978 foram capturadas as primeiras imagens do corpo humano. 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 48 
As principais vantagens da IRM são: uso de radiação não ionizante, alta resolução 
para baixo contraste, técnica não invasiva e possibilidade de cortes multiplanares. 
A imagem formada nessa técnica está baseada na associação de três parâmetros 
principais: densidade de spin (SD), tempo de relaxação T1 e tempo de relaxação T2. 
A técnica se aproveita do fato de esses três parâmetros apresentarem consideráveis 
faixas de variação para diferentes tecidos. 
 
 3.3.1 Fundamentos físicos na RMN 
 
É necessário definir alguns conceitos básicos de física para compreensão adequada da 
técnica usada em RMN. A seguir, são apresentados e descritos cada um destes 
conceitos. 
a) Momento do SPIN 
O spin compreende movimento de rotação em torno do próprio eixo realizado por 
todas as partículas que constituem um átomo. A soma dos spins de todas as partículas 
do átomo é referida como “spin de um núcleo”. 
b) Orientação de campo magnético 
Quando uma partícula carregada eletricamente se movimenta, gera um campo 
magnético perpendicular à direção do seu movimento, o qual produz linhas de campo 
que fazem curvas fechadas. Esse campo é denominado dipolar e apresenta sempre 
dois polos: norte e sul. 
O campo magnético de pequena magnitude gerado pelo núcleo de hidrogênio é 
denominado dipolo magnético, e a intensidade é denominada momento magnético 
nuclear ou, simplesmente, momento magnético. 
Similarmente a outros materiais, nos tecidos biológicos os momentos magnéticos dos 
átomos alinham-se aleatoriamente, logo o momento magnético resultante (M) será 
igual a zero. 
 
 
 
 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 49 
 
Considerando que um paciente seja colocado sob o efeito de um forte campo 
magnético B0 (Figura 3.9.9.6), os momentos magnéticos dos átomos de hidrogênio 
das moléculas de água irão alinhar-se de forma paralela ou antiparalela a esse campo, 
e nesse caso será gerado, no corpo do paciente, um Momento M diferente de zero, ou 
seja, o paciente toma-se um magneto, onde o vetor do eixo Z+ representa o momento 
magnético de equilíbrio M0. 
 
 
Figura 3.9.9.6. Os momentos magnéticos dos núcleos de hidrogênio ficam aleatoriamente 
dispostos no corpo. Um magnético uniforme externo B induz os alinhamentos 
dos momentos magnéticos desses átomos ao campo, tornando o corpo um 
magneto. 
 
c) A precessão no SPIN 
Os momentos magnéticos dos núcleos dos átomos, quando são submetidos a um 
campo magnético externo, alinham-se e passam a ter um movimento de oscilação 
similar a pequenos piões de brinquedo (Figura 3.9.9.7). Esse fenômeno é denominado 
movimento de precessão. 
A frequência de precessão é também conhecida como “frequência de Larmor” (w), 
que, por sua vez, é dependente da intensidade do campo magnético e do tipo de 
núcleo. Sendo definida pela “Equação de Larmor”, eq. (3.2): 
 w = γ . B0 eq. (3.2) 
em que: w é a frequência de precessão (MHz); B0 é a força do campo magnético(T); γ é a constante giromagnética (MHz/T). 
 
 
 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 50 
 
 
Figura 3.9.9.7. Ilustração representando o movimento de precessão. 
 
Após a submissão ao campo magnético externo, Bo, o paciente tomou-se um magneto 
e todos os átomos de hidrogênio apresentam a frequência de Larmor no movimento 
de precessão; entretanto, cada um oscila livremente ou fora de fase. 
d) O fenômeno da ressonância 
É importante lembrar que, quando sistemas vibram na mesma frequência, ou seja, 
estão em ressonância, será o momento mais eficiente para transferência de energia 
entre os sistemas. 
No caso da RMN, é de conhecimento que a frequência de Larmor dos núcleos de 
hidrogênio fica na faixa das ondas de rádio (RF). Portanto, se uma onda de RF, na 
mesma frequência de Larmor, atravessar os tecidos, ocorrerá a ressonância e a energia 
da RF será absorvida pelos núcleos, ficando em estado excitado. Nesse estado 
excitado, os núcleos alinham-se contra o campo magnético e ficam com a precessão 
em fase. Nessa situação, o vetor resultante do momento magnético (Figura 3.9.9.8), 
M, passa, também, a ter o movimento de precessão. 
 
 
Figura 3.9.9.8. Em ressonância com a frequência de Larmor, o sinal de RF é absorvido e o 
movimento de precessão de todos entra em fase, obrigando o deslocamento 
do vetor de magnetização, M, em relação à sua posição de equilíbrio. 
 
 
 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 51 
 
e) Tempo de decaimento livre 
Quando, em estado excitado pela ressonância provocada pelo pulso de RF, os núcleos 
alinham-se contra o campo magnético B0, forçando a rotação do vetor M0 do eixo Z+ 
para o eixo X+, no plano XY. Essa rotação forçada de M0 pode ser de 90° ou 180° 
(ficando no eixo Z-) (Figura 3.9.9.9). Esses pulsos de RF são denominados pulso de 
90° e pulso de 180°, respectivamente. 
 
 
 
Figura 3.9.9.9. Diagrama demostrando o comportamento do vetor de magnetização quando 
submetido ao pulso de RF. Um pulso forçando 90º de deslocamento e outro, 
180º. 
 
 
Ao término do pulso de RF, ocorre o retorno do vetor ao alinhamento com B0, 
ocasionando a remissão do sinal de RF de origem, sendo captado pelas próprias 
bobinas que deram origem ao sinal original. O tempo necessário para o retorno ao 
estado de equilíbrio é denominado “tempo de relaxação”. Esse sinal de RF reemitido é 
denominado “decaimento livre de indução” (ou FID - Free Induction Decay –, em 
inglês). Em sinais de RF de retorno sofrem processamento matemático em que as 
análises são realizadas no domínio da frequência com o auxílio de ferramentas como 
a transformada de Fourier, e formando os espectros de frequência, como pode ser 
observado no exemplo da Figura 3.9.9.9.1. Será a partir desses espectros de 
frequência que as imagens de ressonância magnética (IRM) são formadas. 
 
 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 52 
 
 
Figura 3.9.9.9.1. Exemplo de transformação do sinal de RF de retorno do domínio do tempo 
para o domínio da frequência. 
 
Em função da predominância do hidrogênio nos tecidos e seu comportamento 
constante em termos giromagnéticos, será o sinal de RF na frequência de Larmor do 
hidrogênio que será utilizado na RMN. 
 
 3.3.2 Alguns índices usados na RMN 
 
Visando à reconstrução da IRM, é fundamental que sejam estabelecidos alguns 
parâmetros que irão diferenciar os comportamentos dos sinais de RF e, assim, permitir 
que no processamento matemático sejam reconhecidos os diferentes tecidos do corpo. 
A seguir, são descritos esses parâmetros. 
 
a) Densidade de 'spin' (SD) 
Esse índice está correlacionado à concentração de átomos de hidrogênio em um 
determinado volume de tecido. Sabendo que a intensidade do sinal recebido (FID) é 
proporcional ao número de núcleos contidos no volume, em análise, conclui-se que os 
locais que possuírem mais núcleos de hidrogênio corresponderão às partes das 
imagens mais brilhantes. 
b) Tempo de relaxação longitudinal - T1 
É o tempo que a intensidade do vetor M0 é recuperada quando cessa o pulso de RF, 
que é específica para cada tecido. 
 
 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 53 
 
 
(a) (b) 
Figura 3.9.9.9.2. (a) Descreve o parâmetro tempo de relaxação longitudinal, ou seja, tempo 
que o vetor de magnetização (em amarelo na figura) retorna ao seu estado de 
equilíbrio no eixo Z; (b) Percebe-se pela curva do gráfico que o tempo tem 
comportamento não linear (logarítmico). 
 
c) Tempo de relaxação transversal - T2 
Esse parâmetro diz respeito ao tempo que o vetor de magnetização leva para encerrar 
a oscilação após o retorno ao eixo Z. Essa oscilação se dá no plano dos eixos XY. Em 
termos matemáticos, o tempo a ser considerado corresponde a 37% do tempo total 
para atingir o limiar de zero de intensidade (Figura 3.9.9.9.3). Outro ponto relevante 
é que o tempo de relaxação T2 é uma variável independente do tempo de relaxação 
T1. 
 
 
Figura 3.9.9.9.3. Gráfico demonstrando o caimento do tempo de relaxação T2. 
 
 
A Tabela 3.1 apresenta, como exemplo, alguns valores refentes aos parâmetros 
discutidos até o momento, em que é percebida a diferenciação entre os tecidos e 
órgãos do corpo humano. 
 
 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 54 
 
Tabela 3.1. Valores aproximados da densidade de spin (SD) e tempos de 
relaxação T1 e T2 para vários tecidos biológicos. 
 
Tecido T1 (ms) T2 (ms) Densidade de spin 
(SD) 
Substância cinzenta 300 118 10,5 
Substância branca 150 133 11 
Gordura 450 150 10,9 
Músculo 250 64 11 
Fígado 250 44 10 
 
 3.3.3 A contrução da imagem em RMN (IRM) 
 
Considerando que a RMN tem a capacidade de perceber as variações da concentração 
dos átomos de hidrogênio da água nos tecidos através da emissão diferenciada da 
frequência de Larmor, haveria confusões no momento de realizar as análises 
matemáticas, pois existiriam superposições de pulsos no domínio da frequência. Essa 
superposição não permitiria a distinção dos tecidos tão necessária para remontar a 
imagem (IRM), como pode ser observado na Figura 3.9.9.9.4, em que, apesar de, 
hipoteticamente haver dois tecidos iguais no meio do corpo (pontos 1 e 2 diferem do 
tecido que os envolve), ao final do processamento é apresentado apenas um pulso no 
domínio da frequência, ou seja, não há distinção. 
 
 
Figura 3.9.9.9.4. Diagramação demonstrando a limitação na detecção diferenciada quando 
há apenas a indução de um campo magnético externo. 
 
 
 
 
INSTRUMENTAÇÃO MÉDICO-HOSPITALAR III 55 
 
O método escolhido para superar essa limitação foi a indução de um segundo campo 
magnético externo de baixa intensidade e na forma de gradiente, GI, que é sobreposto 
ao campo Bo (Figura 3.9.9.9.5). Dessa forma, o sinal FID passa a conter os dois sinais 
simultaneamente, ou seja, há uma modulação em frequência no sinal, 
correspondentes aos pontos 1 e 2, que são facilmente separados posteriormente no 
processamento matemático. Esse segundo campo induz uma alteração na frequência 
de ressonância, o que resulta em um espectro de frequências da RMN contendo dois 
picos distintos referentes a cada tecido, a partir dos quais é possível determinar a 
distância entre os pontos 1 e 2. 
 
 
Figura 3.9.9.9.5. Diagramação demonstrando a indução de um segundo campo magnético 
sobreposto ao campo Bo, passando a permitir a diferenciação dos tecidos 
iguais dentro do corpo, superando a limitação anterior. 
 
A partir da correlação da distinção dos pontos/tecidos no espaço e os picos das 
frequências no espectro, é completamente