RADIOLOGIA INTERVENCIONISTA

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RADIOLOGIA INTERVENCIONISTA 
 
Lucía Canevaro1 
 
Define-se Radiologia Intervencionista como aqueles “procedimentos que 
compreendem intervenções diagnósticas e terapêuticas guiadas por acesso 
percutâneo ou outros, normalmente realizadas sob anestesia local e/ou sedação, 
usando a imagem fluoroscópica para localizar a lesão ou local de tratamento, 
monitorar o procedimento, e controlar e documentar a terapia” [1]. Meios de 
contraste são utilizados para a visibilização de órgãos ou tecidos radiotransparentes 
na tela de um monitor [2]. 
 
As técnicas guiadas fluoroscopicamente foram originalmente desenvolvidas por 
radiologistas, mas rapidamente os cardiologistas entraram nesse campo e 
mundialmente hoje representam a especialidade com maior número de 
procedimentos. No entanto, a Radiologia Intervencionista foi "descoberta" por muitas 
outras especialidades de não-radiologistas (urologistas, gastroenterologistas, 
cirurgiões ortopédicos, cirurgiões vasculares, traumatologistas, anestesistas, 
pediatras), que vão se tornando "intervencionistas", cada vez mais utilizando estas 
técnicas [2]. 
 
Algumas das vantagens da Radiologia Intervencionista são a possibilidade de 
realização de procedimentos complexos com cortes cirúrgicos de pequena extensão, 
a diminuição da probabilidade de infecções, o rápido restabelecimento do paciente, 
a redução do tempo de internação e a diminuição dos custos hospitalares3, tratando-
se de uma técnica minimamente invasiva, segura e altamente eficaz. Devido às suas 
vantagens, a frequência dos procedimentos de Radiologia Intervencionista tem 
aumentado rapidamente nos últimos anos [1,3,4]. 
 
O termo Radiologia Intervencionista se aplica em neurorradiologia (embolizações, 
ablações), procedimentos cardiovasculares (implantação de stents, filtros etc.), 
 
1
 Instituto de Radioproteção e Dosimetria da Comissão Nacional de Energia Nuclear. Doutora em 
CIiências. 
2 
 
ginecologia (embolização de miomas uterinos), oftalmologia, urologia, embolização 
de varizes pélvicas e varicocele, drenagens, punções, biópsias percutâneas, 
nefrostomias, entre outras. 
 
 
1. Patologias relacionadas ao sistema cardiovascular 
 
1.1 CARDIOLOGIA INTERVENCIONISTA 
A Cardiologia Intervencionista compreende procedimentos médicos invasivos para 
diagnóstico e tratamento de cardiopatias. Utiliza o cateterismo, prática que consiste 
na inserção de finos cateteres na dinâmica circulatória, possibilitando assim o 
diagnóstico (Angiografia, Coronariografia), por injeção de uma substância que atua 
como meio de contraste radiológico. Permite também tratar isquemias coronárias 
pela desobstrução mecânica do vaso (Angioplastia, ACP) bem como a introdução de 
dispositivos (stents) que impedem a re-estenose (estreitamento recorrente da artéria 
desobstruída) [5,6]. Outros procedimentos diagnósticos e terapêuticos realizados na 
Cardiologia Intervencionista são: ventriculografia, aortografia, arteriografia pulmonar, 
biópsia endocárdica, estudos de cardiopatia valvular, valvuloplastia pulmonar, 
colocação de marca-passo, estudo de cardiopatia congênita, atriosseptostomia etc. 
[7] 
 
1.2 O CORAÇÃO 
 
O coração é um órgão muscular oco cuja função fundamental é bombear o sangue 
para todo o organismo. Este órgão é essencialmente composto pelo músculo 
cardíaco (miocárdio), pelas artérias, veias, válvulas e por um particular sistema 
elétrico para controle do ritmo cardíaco [8]. Na Figura 1 pode-se observar uma 
representação do coração com a indicação das suas principais estruturas. 
3 
 
 
Figura 1. Anatomia do coração [9]. 
 
O órgão consiste em duas bombas separadas por um septo: um coração direito que 
bombeia o sangue através dos pulmões e um coração esquerdo que bombeia o 
sangue através dos órgãos periféricos. O átrio bombeia 25% do débito cardíaco, que 
auxilia a impulsionar o sangue para o ventrículo. O ventrículo, por sua vez, fornece a 
principal força para propelir o sangue através das circulações pulmonar e periférica 
[8]. 
 
Para bombear o sangue, o coração carece de um eficiente sistema de irrigação que 
forneça todos os nutrientes para o miocárdio, função esta desempenhada 
principalmente pelas artérias coronárias. A redução ou a interrupção do fluxo 
sanguíneo através das artérias coronárias determinará graus variáveis de isquemia 
miocárdica e em conseqüência disso o comprometimento do músculo cardíaco [8]. 
 
A redução do fluxo sanguíneo coronariano é um processo que pode levar à necrose 
do tecido cardíaco devido à carência do aporte adequado de nutrientes e oxigênio. A 
causa habitual da necrose do tecido é a deficiência de oxigênio no músculo 
cardíaco, ocasionado pela oclusão de uma ou mais artérias coronárias. Esta oclusão 
ocorre em geral pela formação de um coágulo sobre uma área previamente 
4 
 
comprometida por aterosclerose causando estreitamentos luminais de dimensões 
variadas [8]. 
 
Também o coração pode sofrer algumas alterações na velocidade ou no ritmo dos 
batimentos, ou seja, por um processo arrítmico o coração pode bater muito rápido, 
ou muito devagar, ou com ritmo irregular, isso se for considerado que em condições 
normais o coração pode bater com uma frequência que varia de 60 a 100 vezes por 
minuto. A arritmia pode ocorrer quando os sinais elétricos que controlam os 
batimentos cardíacos ficam atrasados ou bloqueados. Tal processo pode ocorrer 
quando células nervosas especiais que produzem o sinal elétrico não funcionam 
apropriadamente, ou quando os sinais elétricos não circulam normalmente pelo 
coração. Uma arritmia também pode ocorrer quando outra parte do coração começa 
a produzir sinais elétricos, adicionando-se aos sinais das células nervosas especiais, 
e assim alterando o batimento cardíaco normal. Em consequência à arritmia 
cardíaca, o coração pode não ser capaz de bombear sangue suficiente para o corpo, 
o que pode danificar o cérebro, coração e outros órgãos [8,10]. 
 
1.3 PROCEDIMENTOS FREQUENTEMENTE REALIZADOS NA CARDIOLOGIA 
INTERVENCIONISTA 
Os procedimentos intervencionistas mais freqüentemente realizados em cardiologia 
são: coronariografia (CA, Coronary Angiography), angioplastia coronária transluminal 
percutânea (ACP, Percutaneous Transluminal Coronary Angioplasty), estudos 
eletrofisiológicos, ablação, entre outros. Estes procedimentos cardiovasculares são 
realizados de forma menos invasiva, quando comparados com uma cirurgia de ponte 
de safena, já que uma pequena incisão é realizada no paciente. Esta incisão é a via 
de acesso por onde o médico hemodinamicista introduzirá um cateter até o coração 
do paciente. A visibilização da imagem do cateter no interior do paciente é realizada 
através da emissão contínua de raios X e apresentada em um monitor de TV em 
tempo real, processo denominado de fluoroscopia [5,6]. O aumento na freqüência 
dos procedimentos intervencionistas deu-se principalmente pela melhora dos 
materiais (stents de baixo perfil, stents farmacológicos, farmacologia adjunta), pela 
expertise dos especialistas pelo desenvolvimento e aprimoramento dos 
equipamentos de fluoroscopia [7]. 
5 
 
 
1.3.1 Angiografia coronária (AC) ou coronariografia 
 
A angiografia coronária, ou cateterismo cardíaco, é um procedimento invasivo para 
diagnosticar possíveis lesões nas artérias coronárias, tais como a presença de 
alguma obstrução nas artérias por depósitos de gordura (aterosclerose) ou coágulos 
(originados pelo acúmulo de gordura que lesam a parede interna da artéria). Este 
procedimento é realizado sob emissão contínua de raios X na forma de fluoroscopiapara dirigir o cateter ao local a ser estudado e cinefluoroscopia para registro de 
imagens digitalizadas em CD. As vias de acesso utilizadas neste procedimento são: 
femoral, radial e braquial. São introduzidos diferentes tipos de cateteres para 
registros de pressões intracardíacas, colheita de amostras sanguíneas e injeções 
intracardíacas de contraste radiopaco [5, 6, 7] 
 
1.3.2 Angioplastia Coronária Transluminal Percutânea (ACP) 
Após a constatação de alguma lesão coronária, um possível tratamento a ser 
realizado é a angioplastia coronária. Desde a realização da primeira ACP, em 1977, 
a utilização deste procedimento tem aumentado drasticamente, tornando-se uma 
das intervenções médicas mais comuns. Com a combinação de sofisticados 
equipamentos e profissionais experientes, a angioplastia coronária evoluiu para as 
modernas técnicas menos invasivas e eficazes no tratamento de pacientes com 
doença arterial coronária. A angioplastia coronária tem múltiplas indicações, 
incluindo angina estável, infarto agudo do miocárdio (IAM) e multivascular. [5, 6]. 
 
A angioplastia consiste na desobstrução da artéria comprometida mediante a 
colocação de um stent [5,6]. O procedimento é realizado pelas mesmas vias de 
acesso que uma coronariografia, e ambos os procedimentos são iniciados e 
concluídos da mesma forma. 
A angioplastia é iniciada com a punção de artéria periférica de grande calibre, em 
geral a artéria femoral, através de uma agulha. Em seguida, é introduzido um cateter 
com um balão na extremidade direcionado à aorta e, finalmente, à artéria coronária 
6 
 
obstruída. Todo o processo é realizado utilizando fluoroscopia para visibilizar as 
estruturas internas [5, 6]. 
 
Uma vez localizada a artéria obstruída, o cateter é posicionado de modo que o balão 
permaneça no nível da obstrução. Em seguida, o balão é insuflado por alguns 
segundos. O paciente deve ser cuidadosamente monitorizado durante o 
procedimento, pois a insuflação do balão provoca uma obstrução momentânea do 
fluxo sangüíneo através da artéria coronária [5, 6]. O balão insuflado comprime o 
ateroma que está obstruindo o vaso, dilata e descola parcialmente as camadas 
internas da parede arterial. 
 
Em cerca de 20 a 30% das angioplastias realizadas, a artéria coronária é novamente 
obstruída em um período de seis meses (re-estenose). Para manter a artéria 
desobstruída após a angioplastia, utiliza-se a técnica de inserção de um dispositivo 
produzido com malha de fio metálico (stent). Esse procedimento parece reduzir à 
metade o risco de uma obstrução arterial subseqüente [5, 6, 7]. 
 
No vídeo 1 [percutaneous coronary intervention stenting.avi] é possível observar 
uma animação de um procedimento de angioplastia. (Baixado de 
http://www.youtube.com/watch?v=gvRtP3wl_AY, em 29/06/2012) 
 
1.3.3 Eletrofisiologia 
 
A eletrofisiologia consiste no diagnóstico e tratamento de arritmias através de 
cateteres introduzidos no sistema venoso do paciente, chegando até às câmaras 
cardíacas. É um procedimento realizado com anestesia local, com ou sem sedação 
do paciente, onde cateteres introduzidos em veias ou artérias femorais são 
posicionados em diferentes pontos do coração e ligados a computadores especiais, 
a fim de estudar todo seu sistema elétrico [6, 10]. 
Este mapeamento, conhecido como estudo eletrofisiológico, permite diagnosticar os 
distúrbios que provocam tanto a diminuição (bradicardia) quanto o aumento 
(taquicardia) anormal dos batimentos cardíacos. Esta técnica de diagnóstico é 
aplicada quando há suspeita de alteração do ritmo cardíaco devido a distúrbios 
7 
 
elétricos, cujo agravamento possa levar a situações de desconforto ou de risco para 
o paciente. Em alguns casos, quando há necessidade, além de se realizar somente 
um estudo eletrofisiológico, tratam-se problemas cardíacos através dessa técnica. O 
procedimento terapêutico é denominado ablação. Existem diversos distúrbios 
elétricos, que desencadeiam taquicardias, provocando diversos graus de morbidade 
ao paciente, incluindo, nos casos de maior gravidade, a morte súbita. A substituição 
das cirurgias pela ablação tornou possível a cura definitiva da maioria dos casos, 
com alto grau de sucesso e baixo índice de complicações [6, 10]. 
 
Devido aos longos tempos de duração dos procedimentos, e das taxas de 
exposição, normalmente os pacientes recebem doses altas, podendo ocorrer 
reações tissulares nocivas, antes denominadas de efeitos determinísticos [11, 7]. 
No vídeo 1.1 [video1-1-eletrofisiologia], observa-se uma imagem dos diferentes 
cateteres que são introduzidos durante um procedimento de radiofreqüência. 
 
2. Outros procedimentos intervencionistas 
 
A radiologia intervencionista tem muitas outras aplicações, além das intervenções 
relacionadas ao sistema cardiovascular. São descritas a seguir algumas aplicações 
específicas. 
 
 
2.1 RADIOLOGIA INTERVENCIONISTA VASCULAR 
2.1.1 Colocação de filtro de veia cava 
A veia cava inferior é a maior veia do abdome e drena o sangue dos membros 
inferiores e da pelve diretamente para o coração para a oxigenação. Quando existe 
trombose dos membros inferiores ou das veias profundas da pelve (trombose 
venosa profunda, TVP), a mais temida complicação é a embolia pulmonar, ou seja, o 
risco dos trombos se soltarem e migrarem para o coração e, posteriormente, para os 
pulmões, visto que o sangue venoso passa por estes para a reoxigenação. 
 
8 
 
O primeiro tratamento para a trombose venosa profunda é com anticoagulantes. No 
entanto, quando o paciente apresenta contraindicações ao uso desses 
medicamentos é indicada a colocação do filtro de veia cava. Este filtro consiste em 
um dispositivo metálico implantado na veia cava inferior para impedir que coágulos 
dos membros inferiores ou da pelve migrem para a circulação pulmonar, evitando 
assim a embolia pulmonar. 
 
A colocação do filtro é feita de forma endovascular: punciona-se a veia femoral (do 
lado em que não há trombose) ou a veia jugular; faz-se contraste para visualização 
da veia cava e do desague das veias renais, além de se descartar presença de 
coágulos nesta veia; e abre-se o filtro abaixo das veias renais. Em algumas 
situações, o filtro pode ser retirado após algum tempo, quando não há mais 
preocupação com o desprendimento de trombos relacionados à trombose. 
 
2.1.2 TIPS 
Normalmente todo o sangue do intestino, estômago e baço drena pela veia porta e é 
filtrado pelo fígado, liberando o sangue livre das toxinas produzidas pela digestão. 
Quando o paciente é portador de cirrose hepática, ocorre um processo crônico de 
cicatrização e fibrose em torno dos ramos da veia porta que culmina com um 
aumento da resistência do fluxo de sangue para o fígado, levando à formação de 
ascite e desvio do fluxo de sangue para veias colaterais. Geralmente estas veias 
colaterais são veias do esôfago, estômago e intestino que, quando sobrecarregadas, 
podem romper e causar hemorragia digestiva. 
 
O tratamento definitivo para a cirrose hepática é o transplante hepático. Quando, 
devido à gravidade dos sintomas, os pacientes não podem esperar o tempo 
necessário para o transplante, é possível realizar uma derivação portossistêmica 
intra-hepática por via transjugular ou TIPS (do inglês, transjugular intrahepatic porto 
systemic shunt) para tratar os sintomas da hipertensão portal (ascite refratária, 
hemorragia digestiva etc). 
 
O TIPS consiste em criar uma comunicação entre a veia hepática (veia que drena o 
sangue do fígado em direção ao coração) e a veia porta, reduzindo o estado de 
9 
 
hipertensão portal do paciente. O procedimento é feito sob anestesia geral,através 
de um acesso venoso por punção com agulha da veia jugular interna direita, no 
pescoço do paciente. Um sistema composto por um conjunto de cateteres é 
orientado fluoroscopicamente até a veia hepática. Com uma agulha, é realizada a 
punção da veia porta através do fígado, criando assim uma comunicação entre a 
veia hepática e a veia porta. Após a dilatação deste trajeto, é implantado um stent, 
que manterá o fluxo entre estas duas veias. 
 
2.2 NEURORRADIOLOGIA 
2.2.1 Aneurisma cerebral 
Um aneurisma cerebral é uma doença em que um segmento de vaso sanguíneo 
encontra-se anormalmente dilatado no encéfalo. A dilatação é causada em geral por 
uma falha muscular da parede de uma artéria ou de uma veia do cérebro. Caso o 
aneurisma venha a romper-se, haverá sangramento para o espaço ao redor do vaso 
(espaço subaracnóideo), produzindo lesão ao encéfalo e um aumento da pressão 
intracraniana, o que faz com que as estruturas do cérebro responsáveis pela 
vitalidade sejam comprimidas, ocasionando a morte por parada respiratória. 
 
O tratamento do aneurisma cerebral é denominado embolização e tem início com a 
inserção de um cateter na artéria femoral na região da virilha do paciente e 
navegação dele pelos vasos sanguíneos do pescoço até o aneurisma. Através do 
cateter, o aneurisma é preenchido com molas de platina ou com polímero, 
impedindo que o fluxo de sangue entre no aneurisma, evitando assim sua ruptura. 
As molas são feitas de platina para que possam ser visíveis aos raios X e bastante 
flexíveis para que possam se adaptar à forma do aneurisma. A artéria que tinha o 
aneurisma permanece aberta levando sangue de maneira adequada para o cérebro. 
 
 
2.3 OUTROS. VERTEBROPLASTIA 
É um procedimento realizado por radiologistas intervencionistas para estabilizar 
vértebras quebradas na coluna, como conseqüência de osteoporose, tumores etc. O 
procedimento é realizado com a introdução de uma agulha através da pele até a 
10 
 
vértebra fraturada. Um cimento ósseo cirúrgico chamado de polimetilmetacrylato 
(PMMA) é injetado dentro do osso para estabilizá-lo. Com esta técnica, mais de uma 
vértebra fraturada pode ser tratada em um único procedimento. 
 
 
3. Princípios físicos em radiologia 
Os fundamentos físicos da radiologia foram abordados em Radiologia Convencional. 
No entanto, é importante revisar alguns conceitos relevantes estudados 
anteriormente, de modo que o leitor deveria voltar agora para os tópicos: 
 
4. Tecnologias e funcionamento dos equipamentos e de formação de 
imagens 
 
4.1 COMPONENTES DA CADEIA DE IMAGEM 
A compreensão das características físicas dos sistemas de imagem fluoroscópicos é 
importante para realizar os exames de maneira eficiente e segura e para definir 
condutas de otimização dos procedimentos. Além do mais é fundamental para 
interpretar corretamente os testes de controle de qualidade realizados pelo físico 
médico do serviço. A Figura 2 mostra um esquema dos principais componentes de 
um equipamento fluoroscópico utilizado em radiologia intervencionista. 
 
11 
 
 
Figura 2. Esquema mostrando os principais componentes da cadeia de imagem de um equipamento 
de raios X fluoroscópico. 
 
A fluoroscopia proporciona uma imagem em movimento, em tempo real, permitindo 
sua aplicação em procedimentos nos quais se deseja obter imagens dinâmicas de 
estruturas e funções do organismo com o auxílio de meios de contraste à base de 
iodo ou bário. A imagem gerada pela fonte de raios X é formada em uma tela 
fluorescente de entrada de um intensificador de imagem, que converte a imagem 
dos raios X do paciente em uma imagem luminosa. A intensidade da luz é 
diretamente proporcional à intensidade de raios X e, portanto, a imagem é fiel [2]. 
Nas Figuras 3 e 4 mostram-se dois equipamentos fluoroscópicos (um convencional 
com intensificador de imagem e outro com sistema flat panel), típicos para 
intervencionismo. 
 
12 
 
 
Figura 3 Equipamento intervencionista com intensificador de imagem. 
 
 
Figura 4. Equipamento intervencionista com sistema flat panel (Siemens Artiz Zeego) [12]. 
 
a) Gerador de raios X 
O gerador de raios X modifica a tensão e a corrente de entrada proveniente da rede 
elétrica, proporcionando as condições necessárias para a produção do feixe de raios 
X. O gerador controla o início e o término da exposição e possibilita a seleção das 
energias, taxa de dose e tempos de exposição. 
 
O gerador é ligado ao sistema de controle automático de exposição (CAE), ou ao 
controle automático de brilho (CAB), que controla os parâmetros operacionais, 
tensão máxima (kVp) e corrente (mA). Fototemporizadores e subsistemas de 
controle de brilho automático medem a exposição da radiação incidente no receptor 
de imagem para gerar instantaneamente um sinal de retorno que permite adequar as 
densidades das imagens adquiridas ou o brilho da imagem fluoroscópica. O CAE 
13 
 
age para manter um nível constante de brilho da imagem observada em um monitor, 
mesmo quando o intensificador de imagem se movimenta por partes do corpo de 
diferentes densidades e coeficientes de atenuação. O brilho constante é alcançado 
ajustando a kVp e a corrente automaticamente tanto quanto for necessário para 
manter o nível de radiação na entrada do intensificador de imagem. 
 
Os geradores usados para fluoroscopia podem ser dos tipos monofásico e trifásico, 
de potencial constante e de alta-frequência. Os geradores de alta-frequência, 
usados nos equipamentos modernos, provêm uma reprodutibilidade de exposição 
superior, são mais compactos, de menor custo de aquisição e menor tempo para 
reparos e manutenção [13]. Nos estudos cardíacos, requer-se que o gerador seja 
capaz de produzir uma faixa de tensão entre 80 e 100kVp, de forma uniforme e de 
pulsos com tempos muito curtos [14, 15, 2]. 
 
Em fluoroscopia são usados dois modos para fornecer energia ao tubo de raios X, 
exposição contínua e pulsada. Na fluoroscopia contínua, o gerador provê uma 
corrente do tubo contínua enquanto a fluoroscopia é acionada. As imagens são 
adquiridas para uma taxa de 30 fotogramas por segundo, sendo um tempo de 
aquisição de 33 milissegundos por imagem. No modo pulsado, são produzidos 
pulsos de radiação curtos e intensos, sendo possível controlar sua altura, largura e 
frequência (Fig.5). Mudando a taxa de pulsos de 30 pulsos/s para 7,5 pulsos/s, uma 
redução de dose de 75% pode ser alcançada facilmente. 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 5. Esquema representativo da emissão de radiação no modo pulsado. 
 
Uma vantagem da fluoroscopia pulsada é a melhoria na resolução temporal. É 
possível reduzir o borrão causado pelo movimento na imagem, quando são usados 
14 
 
tempos de aquisição mais curtos - tornando a técnica útil e possível de ser usada 
para examinar estruturas em movimento rápido, como as obtidas nas aplicações 
cardiovasculares. A frequência de pulsos pode ser modificada de maneira a obter 
uma redução da dose cumulativa. No entanto, a fluoroscopia pulsada nem sempre 
significa que a dose será menor que a da contínua. A taxa de dose depende da dose 
por pulso (altura e largura do pulso) e do número de pulsos por segundo. Os 
geradores de potencial constante são capazes de gerar pulsos mais curtos de 
exposições, os de alta frequência e trifásicos produzem alguns pulsos ligeiramente 
mais longos. 
 
Na imagem vascular periférica é utilizada uma taxa moderada de aquisição de 
imagens (baixa taxa de imagens por segundo). Na angiografia cardíaca, as 
exposições com altas taxas de aquisição (60 a 90 imagens por segundo) podem ser 
necessárias e o gerador deve ser capazde produzir tensões uniformes e pulsos com 
tempos de exposição muito curtos. [2]. 
 
b) Tubo de raios X 
O tubo de raios X consiste de dois eletrodos metálicos, o catodo e o anodo, contidos 
dentro de um encapsulamento de vidro a vácuo (Fig. 6). Um tubo de raios X é um 
conversor de energia. Ele recebe energia elétrica e converte-a em duas formas: 
radiação X e calor. Os tubos de raios X são construídos visando a maior produção 
de raios X e a dissipação do calor de forma tão rápida quanto o possível. O catodo 
emite elétrons por emissão termoiônica. Estes elétrons são acelerados até o anodo 
e atingem um ponto denominado ponto focal do alvo, onde as interações destes 
elétrons com o material do alvo resultam na produção dos raios X e em uma grande 
quantidade de calor. 
15 
 
 
Figura 6. Tubo de raios X com anodo rotativo. 
 
Anodo e catodo encontram-se dentro de um invólucro de vidro (“ampola”). A ampola 
possui uma “janela” com espessura menor que o restante da ampola e pela qual 
passa o feixe útil com o mínimo de absorção possível. O tubo é colocado dentro de 
uma calota protetora revestida de chumbo, chamado de cabeçote a fim de blindar a 
radiação que é produzida em todas as direções (radiação de fuga). O cabeçote é 
preenchido com óleo que atua como isolante elétrico e térmico [16]. 
 
O catodo é o eletrodo negativo do tubo de raios X, composto pelo filamento e pela 
capa focalizadora (cilindro de welmelt). O filamento é de tungstênio, tem forma de 
espiral e mede cerca de 2 mm de diâmetro, e 1 ou 2 cm de comprimento. Através 
dele são emitidos os elétrons, por emissão termoiônica, quando uma corrente de 
aproximadamente 6 Ampères atravessa o filamento. A ionização nos átomos de 
tungstênio ocorre devido ao calor gerado e aos elétrons emitidos. O tungstênio é 
utilizado porque permite maior emissão termoiônica que outros metais (temperatura 
de 3.380 °C) [16]. 
 
Assim que os elétrons são acelerados na direção do anodo, há uma perda, devido à 
dispersão dos mesmos, visto que os elétrons são carregados negativamente e há 
uma repulsão entre eles. Para evitar esse efeito, o filamento do catodo é envolvido 
por uma capa carregada negativamente, mantendo os elétrons unidos em volta do 
filamento e concentrando os elétrons emitidos em uma área menor do anodo. A 
Vidro 
Catodo 
Anodo 
Rotor 
16 
 
eficiência desta capa focalizadora é determinada por seu tamanho, sua carga, forma 
e posição do filamento dentro dela [16]. 
 
O anodo é o eletrodo positivo do tubo de raios X. Além de ser um bom condutor 
elétrico, é também um bom condutor térmico. Quando os elétrons se chocam contra 
o anodo, mais de 95% de suas energias cinéticas são transformadas em calor e, 
este calor deve ser dissipado rapidamente, para o anodo não ser derretido. 
 
Em radiodiagnóstico, o diâmetro do anodo varia entre 5 cm e 12 cm com angulações 
de 7º a 12º. A maioria dos aparelhos modernos possui anodo rotatório cuja 
velocidade pode atingir até 10.000 r.p.m. O anodo tem capacidade limitada de 
armazenar calor embora este seja continuamente dissipado para o óleo contido no 
seu invólucro. 
 
O alvo é a área do anodo onde ocorre o impacto direto dos elétrons. O material mais 
utilizado para o alvo é o tungstênio, por ser adequado na dissipação do calor e 
apresentar as seguintes características [16]: 
 Alto número atômico (Z = 74), o que implica em grande eficiência de produção 
de raios X e maior energia. 
 Condutividade térmica quase igual a do cobre, o que resulta em rápida 
dissipação do calor produzido. 
 Alto ponto de fusão (3380 ºC), superior à temperatura de bombardeamento de 
elétrons (2000 ºC). 
 Baixa taxa de evaporação (para evitar metalização do vidro da ampola). 
 Alta resistência física quando aquecido. 
 
A tensão e a corrente aplicadas ao tubo definem as características da radiação X 
produzida. A corrente aplicada ao tubo (mA) é relacionada ao número de elétrons e 
portanto ao número de fótons produzidos, enquanto que a tensão aplicada (kV) afeta 
a energia dos raios X e portanto seu poder de penetração. O ponto focal é a região 
do alvo do tubo onde ocorrem as colisões dos elétrons emitidos pelo filamento e é o 
local de origem dos raios X produzidos. O tamanho do ponto focal é muito 
17 
 
importante para a formação da imagem. Um ponto focal menor resulta em imagens 
mais nítidas. 
Para aplicações clínicas de angiografias e de procedimentos intervencionistas, é 
importante que o tubo de raios X tenha algumas características particulares como: 
 Rotação de anodo de alta velocidade: devido ao requerimento de registro de 
imagens de alta velocidade, a quantidade de calor dissipado pode ser 
considerável, sendo necessário um tubo de raios X com uma grande 
capacidade de dissipação do calor. Para melhorar a dissipação de calor, pode 
ser usada uma rotação anódica de alta velocidade (acima de 10.000 rpm). 
 Circulação de água ou dissipador de calor de óleo: pelo exposto acima, é 
necessária a instalação de um sistema de circulação por água ou um trocador 
de calor de óleo com ventiladores de resfriamento. 
 
A maioria dos equipamentos intervencionistas dispõe de filtros adicionais, 
geralmente de cobre (Figura 7), além dos filtros de alumínio encontrados em 
equipamentos convencionais. Este filtra os componentes de baixa energia do 
espectro de raios X que não são necessários para criar a imagem, reduzindo não 
somente a dose na pele do paciente, como também a radiação espalhada para o 
operador. Os equipamentos também vêm providos do chamado ‘colimador cardíaco’, 
que consiste em uma lâmina de alumínio que pode ser deslocada para dentro da 
região irradiada, de modo a compensar efeitos de brilho intenso na imagem, quando 
em alguma região da imagem não há objeto atenuador e o feixe incide diretamente 
sobre o intensificador de imagem (Figura 7) [2]. 
 
Figura 7. Lâmina de cobre na saída do sistema de colimação e filtro ‘cardíaco’. 
 
18 
 
 
 
c) Tubo Intensificador de imagem e características físicas 
O intensificador de imagem é o componente da cadeia de imagem que diferencia um 
equipamento fluoroscópico de um radiográfico. Sistemas de fluoroscopia usam 
intensificadores de imagem para converter uma imagem de baixa intensidade em 
uma imagem minimizada de alta intensidade de brilho. Este dispositivo é 
responsável pela transformação dos fótons de raios X em um sinal luminoso. 
 
Os principais componentes de um tubo intensificador de imagem são (Figura 8) [17]: 
 Tubo de vidro a vácuo: proporciona rigidez e permite o fluxo de elétrons do 
fotocatodo para o anodo; 
 Tela fluorescente de entrada: composta de cristais de CsI ativado com sódio 
(15- 40 cm de diâmetro) que converte os fótons de raios X em luz visível; 
 Fotocatodo: fina camada de compostos de Cs e Sb, de onde são liberados 
elétrons por fotoemissão; 
 Lentes eletrostáticas: Entre o fotocatodo e o anodo é aplicada uma diferença 
de potencial para que os elétrons emitidos pelo fotocatodo sejam acelerados 
em direção ao anodo. À medida que os elétrons passam pelo tubo 
intensificador, estes são multiplicados milhares de vezes em relação ao 
número original, através do uso de lentes eletrostáticas no tubo. As lentes 
eletrostáticas são placas de metal positivamente carregadas que focam e 
aceleram os elétrons até a tela de saída [17, 2]. 
 Anodo: placa carregada positivamente que atrai os elétrons até a tela de 
saída. Diferença de potencial ente anodo e catodo: 25- 35 kV; 
 Tela fluorescente de saída: peça de vidro ou alumínio de 2,54 cm de 
diâmetro, coberta com fina camada de sulfeto de Cd e Zn. Emite luz 
(amarelo/verde)de 500- 650 nm. 
 
19 
 
 
Figura 8. Tubo intensificador de imagem típico de um sistema intervencionista e um corte transversal 
esquemático para indicar seus componentes. 
 
d) 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 posição [18]; 
na prática, isto significa passar de 23 cm para 17 cm, por exemplo. Na medida em 
que o fator de magnificação aumenta, uma menor área da entrada do intensificador 
pode ser visibilizada. No exemplo, só 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 cm [19]. 
 
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 
20 
 
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 contraste [16]. 
 
e) 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. 
 
f) 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 
21 
 
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 
(A), que é amplificada, conduzida para um circuito de sincronização e 
processamento do sinal e apresentada como um sinal de vídeo (Figura 9). 
 
 
Figura 9. Diagrama esquemático de uma câmara fotocondutora. 
 
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 dispositivo. [2] 
 
6.2. 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 
LUZ 
Alvo Tubo de vidro ao vácuo 
Sinal de vídeo 
Feixe de elétrons 
Pre- 
Amplific. 
Processador 
de sinais 
 
Sinc. 
75  
22 
 
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]. 
 
6.3. 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 
23 
 
lado, o congelamento da imagem permite ao operador examinar a imagem o tempo 
necessário sem necessidade de radiação adicional [18]. 
 
Normalmente, os equipamentos intervencionistas dispõem de pelo menos três 
modos de magnificação (por exemplo 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) 
(Figuras 10 a e b) podem ser modificados. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 10. Esquema ilustrativo de frequências de pulsos. Em a), a altura dos pulsos (corrente, mA) é 
igual , porém a freqüência de pulsos (imagens/s) é maior na imagem inferior. Em b), a frequência de 
pulsos é a mesma nos dois casos, porém a largura dos pulsos (tempo, ms) e a altura dos pulsos 
(corrente, mA) são diferentes. 
 
 
24 
 
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. 
25 
 
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 tortuosos 
[18]. 
 
6.4. Parâmetros de imagem 
6.4.1. Resolução espacial 
A resolução espacial é uma propriedade que descreve a habilidade de um sistema 
de imagem de descrever objetos com precisão nas duas dimensões espaciais da 
imagem. Consiste na habilidade de um sistema de imagem de representar 
distintamente dois objetos na medida em que vão ficando menores e mais próximos 
um do outro. Quanto mais próximos eles estejam, com a imagem ainda os 
mostrando como objetos separados, melhor será a resolução espacial. 
 
A resolução espacial de modernos sistemas intensificadores varia entre 4 e 5 pares 
de linhas/mm, no modo 23cm. Nos modos de magnificação, os sistemas apresentam 
melhores resoluções; por exemplo, em um sistema fluoroscópico trabalhando no 
modo de 13cm podem ser alcançadas resoluções de até 7 pares de linhas/mm. 
Sistemas digitais como os de angiografia por subtração digital em geral apresentam 
resoluções menores [18]. 
 
6.4.2. Resolução de contraste 
A capacidade para detectar um objeto de baixo contraste está fortemente 
relacionada a quanto ruído existe na imagem. Quando o nível de ruído diminui, o 
contraste do objeto melhora perceptivelmente. A habilidade de visibilizar objetos de 
baixo contraste é a essência da resolução de contraste. Uma melhor resolução de 
contraste significa que objetos mais sutis (tênues) podem ser vistos na imagem. A 
resolução de contraste está relacionada à razão sinal ruído (RSR). 
 
26 
 
A resolução de contraste em fluoroscopia é menor que a da radiografia, porque os 
baixos níveis de exposição produzem imagens com relativamente baixa relação sinal 
ruído. Geralmente, a resolução de contraste é medida subjetivamente utilizando 
objetos de teste que contêm detalhes de contraste, e observando-os sob 
fluoroscopia. A resolução de contraste aumenta quando se aumenta a taxa de dose, 
com a desvantagem de maior dose ao paciente. O uso de taxas de exposição 
consistentes com as necessidades do exame fluoroscópico é recomendado. Os 
sistemas fluoroscópicos permitem escolher diferentes taxas de doses no painel de 
comando, trazendo flexibilidade de paciente para paciente para ajustar o 
compromisso entre resolução de contraste e exposição do paciente [18]. 
 
6.4.3. Resolução temporal 
A excelente resolução temporal da fluoroscopia é o seu ponto forte em comparação 
com a radiografia. O “borrão” (blurring) que ocorre no domínio espacial reduz a 
resolução espacial, e de forma similar um “borrão” no domínio do tempo pode 
reduzir a resolução temporal. O “blurring” no domínio do tempo é tipicamente 
chamado de “lag”. “Lag” implica que uma fração dos dados correspondentes à uma 
imagem são transportados para a próxima imagem. 
 
Câmaras de vídeo como as vidicom apresentam uma quantidade razoável de “lag”. 
Uma forma de diminuir o “lag” consiste em fazer a média temporal de várias 
imagens, permitindo uma melhor relação sinal ruído porque as contribuições dos 
fótons de raios X das várias imagens são combinadas em uma únicaimagem. 
 
 
6.5. Salas intervencionistas 
6.5.1. Angiografia periférica 
Nestas salas, o sistema fluoroscópico é montado em um arco em C ou em U, que 
pode realizar movimentos de rotação e oblíquos, proporcionando flexibilidade para 
trabalhar com projeções em PA, laterais e oblíquas. Devido ao uso rotineiro de meio 
de contraste iodado, existem sistemas injetores de contraste dentro da sala. Para 
angiografia periférica, o diâmetro dos intensificadores de imagem varia de 30 cm a 
27 
 
40 cm. Para salas de neuroangiografia, geralmente são usados intensificadores de 
30cm de diâmetro. 
 
6.5.2. Cardiologia 
Nestas salas, sistemas fluoroscópicos com intensificadores de 23 cm de diâmetro 
são mais usados. Este menor tamanho permite maior inclinação na direção crânio-
caudal, projeção típica em cardiologia intervencionista. Câmaras de cine (aquisição 
digital de imagens) são recursos obrigatórios nestas salas. Alguns sistemas para 
cateterização cardíaca são biplanares. 
 
No vídeo 2 [vídeo 2-estudo de pontes], observa-se uma etapa de um procedimento 
de estudo de pontes (angiografia de controle após cirurgia) realizada em uma sala 
adequada para cardiologia intervencionista. É possível observar o arco na projeção 
crânio-caudal e o momento do congelamento da última imagem no monitor. Também 
se nota na imagem do monitor que não foram utilizados filtros cardíacos para 
compensar o efeito de brilho intenso na imagem (canto superior direito no monitor). 
 
No vídeo 3 [vídeo 3-movimentos do arco] mostra-se a versatilidade de 
movimentação tanto do arco em C como da mesa durante um procedimento de 
cardiologia intervencionista. 
 
6.5.3. Sistemas biplanares 
São sistemas com uma mesa, mas com dois arcos em C com a cadeia de imagem 
completa. Existem dois geradores, dois intensificadores de imagem e dois tubos de 
raios X. Os dois sistemas tubo de raios X-intensificador de imagem são usados 
simultaneamente para registrar as projeções anteroposterior e lateral, durante uma 
única injeção de contraste. A aquisição simultânea de duas projeções permite 
reduzir o volume do meio de contraste injetado no paciente. Durante a angiografia 
biplanar, a fluoroscopia pulsada emitida por cada tubo de raios X é alternada, de 
maneira que a radiação espalhada produzida por um plano de imagem não interfira 
na imagem do outro plano. Quando se deseja operar com um único sistema tubo de 
raios X-intensificador, o outro arco pode ser afastado da mesa de procedimentos 
[18]. 
28 
 
 
Na Figura 11 observamos um sistema biplanar, sendo operado durante um 
procedimento de controle de qualidade, onde é possível notar também o correto 
posicionamento do escudo protetor de vidro plumbífero, suspenso do teto. 
 
Figura 11. Sistema biplanar com escudo protetor suspenso do teto. 
 
 
7. Programas de Garantia e Controle de Qualidade em radiologia 
intervencionista 
 
7.1. O que e por que fazer controle de qualidade? 
As definições básicas sobre garantia e controle de qualidade em radiologia foram 
abordadas no capítulo de Radiologia Convencional. No entanto, é importante que o 
leitor revise alguns conceitos estudados anteriormente, voltando agora para os 
tópicos: 
 
a. Garantia de qualidade 
b. Controle de qualidade 
29 
 
c. Testes de estado 
d. Testes de aceitação 
e. Testes de constância 
 
Os equipamentos de radiologia intervencionista são consideravelmente mais 
complexos que os sistemas de radiografia convencional. São equipamentos de alto 
custo que precisam ser operados por profissionais que conheçam todas suas 
funções, para evitar danos, otimizar seu uso em termos de qualidade da imagem, 
doses e custos, assim como para identificar defeitos apresentados pelo equipamento 
na fase inicial de maneira a corrigir o mau funcionamento, prevenindo danos 
maiores. Por isso, deve-se dar atenção especial aos programas de garantia de 
qualidade, que incluam medidas de controle de qualidade e de doses em pacientes. 
Os procedimentos de controle de qualidade devem ser rigorosos, e seus resultados 
avaliados por profissionais idôneos que possam interpretar e conduzir ações de 
correção das falhas detectadas. 
 
A realização de testes de controle de qualidade exige um profundo conhecimento 
dos princípios físicos de funcionamento dos diferentes tipos de detectores, 
simuladores e outros instrumentos utilizados para tal fim. Para cada parâmetro a ser 
avaliado, instrumentação adequada deve ser utilizada, porque de outra maneira os 
resultados obtidos não serão representativos e, muito menos, confiáveis. 
 
Os procedimentos de controle de qualidade aplicados devem seguir protocolos 
padronizados de medição e as medições devem ser realizadas sempre nas mesmas 
condições, para possibilitar a comparação dos valores medidos ao longo do tempo 
para um determinado equipamento, assim como a comparação de resultados entre 
diferentes equipamentos intervencionistas. 
 
 
7.2. Testes de constância no equipamento intervencionista 
 
7.2.1. Exatidão e reprodutibilidade da tensão (kVp) 
 
30 
 
Este teste tem como objetivo avaliar se a indicação da tensão do tubo no painel de 
controle do equipamento de raios X, para qualquer valor de corrente, está em 
conformidade com o valor medido, dentro dos padrões de desempenho aceitáveis. 
Consideram-se aceitáveis aqueles valores medidos que se encontram dentro de 
uma tolerância menor do que ± 10% para a discordância entre o kVp nominal e o 
registrado pelo medidor. Para realizar esta medição, utiliza-se um medidor de tensão 
de leitura direta colocado sob o feixe de radiação (Figura 12). 
 
 
Figura 12. Arranjo experimental para avaliar a exatidão e reprodutibilidade da tensão. 
 
A tensão aplicada ao tubo de raios X está relacionada à capacidade de penetração 
do feixe, à energia dos fótons que compõem o espectro. Ao aumentarmos a 
quilovoltagem aplicada, aumenta-se também a energia e a quantidade dos fótons 
que incidem no paciente. Uma variação na quilovoltagem terá efeito principalmente 
na qualidade da imagem. Aumentando a quilovoltagem aplicada, o espalhamento 
Compton aumenta (maior número de fótons espalhados) tornando a imagem 
radiográfica menos contrastada (maior número de tons de cinza). Uma diminuição 
na quilovoltagem resultaria em um menor espalhamento com uma melhoria da 
31 
 
qualidade da imagem. No entanto, para baixas energias, a absorção fotoelétrica 
(responsável pelo contraste-objeto) aumenta com a redução da energia dos fótons, o 
que traz como consequência o aumento na dose do paciente. 
 
 
7.2.2. Rendimento do tubo de raios X 
O rendimento é definido como a quantidade de radiação (mR, mGy) medida em um 
ponto no centro do feixe de raios X a uma distância de 1 m do ponto focal para cada 
mAs de elétrons que atravessam o tubo [17]. O rendimento expressa a habilidade do 
tubo de raios X para converter energia eletrônica em raios X. Medindo esta grandeza 
é possível também estimar a dose recebida pelo paciente. O kerma no ar livre no ar, 
por exemplo, pode ser calculado a partir do valor do rendimento. 
 
A medida da quantidade de raios X produzidos proporciona informações sobre a 
calibração do equipamento, condição do tubo de raios X e qualquer mudança na 
filtração do feixe. Baixos valores do rendimento indicam um desgaste do tubo de 
raios X ou do sistema como um todo. Altos valores no rendimento do equipamento 
sugerem erros na calibração do gerador de raios X: tanto por alto valor da tensão 
quanto corrente. Outra possível causa, pode ser a remoção da filtração do tubo. 
Assim, a comparação do rendimento entre um controle de qualidade eoutro é uma 
importante ferramenta de checagem [22, 23]. 
 
Para calcular o rendimento, é necessário medir a taxa de kerma no ar com uma 
câmara de ionização adequada para tal fim (normalmente uma câmara de 6cc, tipo 
dedal) a certa distância do foco (Figura 13). Se o equipamento e o detector o 
permitem, a 1 m. Caso não seja possível, medir-se-á na distância possível, 
corrigindo depois as medições para a distância de 1 m. É conveniente calcular o 
valor do rendimento para vários valores de tensão, e sempre que possível, a 80 kV. 
Para cada valor de taxa de kerma no ar medido, deve registrar-se o valor 
correspondente de corrente para depois calcular o rendimento. 
 
32 
 
 
Figura 13. Arranjo experimental para medição da taxa de kerma no ar, com o objetivo de calcular o 
rendimento. 
 
Um baixo rendimento do tubo de raios X pode gerar dificuldades na realização dos 
procedimentos intervencionistas, devido a que haverá uma taxa menor de 
quantidade de fótons por unidade de corrente. Assim, a imagem pode ser de menor 
qualidade, requerendo maiores tempos de exposição, com o consequente aumento 
da dose ministrada ao paciente. Valores de rendimento excessivamente elevados 
podem levar à administração de altas doses de radiação ao paciente. 
 
7.2.3. Camada semi-redutora 
A camada semirredutora (CSR) é definida como a espessura de material requerido 
para reduzir a intensidade de um feixe de raios X à metade do seu valor inicial. É 
uma medida indireta da energia dos fótons do feixe de raios X, de maneira que a 
habilidade de penetração ou a qualidade do feixe de raios X pode ser descrita pela 
camada semirredutora. A qualidade do feixe e, consequentemente, a CSR, vai 
mudando com a deposição do material do alvo na janela do tubo. [24]. 
 
Alguns protocolos recomendam medir a CSR [22] posicionando o tubo de raios X 
abaixo da mesa, colimando o feixe a um pequeno tamanho de campo para reduzir o 
espalhamento. O detector de radiação fica livre no ar, com uma distância de, no 
mínimo, 30 cm do atenuador de Al. A tensão deve ser de aproximadamente 80 kV 
colocando atenuadores a fim de que o controle automático de exposição atinja esse 
valor de tensão. O valor do kV e mA devem ser mantidos fixos. Uma técnica para 
33 
 
manter esses parâmetros constantes consiste em colocar atenuadores de Al entre o 
intensificador de imagem e o detector. Conforme as medições são realizadas, os 
filtros de Al são deslocados para a posição da mesa (isso faz com que a atenuação 
total seja sempre a mesma). A primeira medição é feita sem atenuador entre o tubo 
e o detector. Posteriormente, a espessura de Al vai aumentando colocando-se um a 
um os filtros de Al em cima da mesa, entre o tubo e o detector. A medida da taxa de 
exposição é registrada toda vez que se acrescenta um filtro de Al. 
 
Outros protocolos [25, 26, 27] não fazem especificações sobre o arranjo 
experimental para realizar as medições, mas recomendam valores aceitáveis de 
HVL. Na Figura 14 apresenta-se um arranjo experimental para medir a CSR, sem a 
interposição da mesa de exames. 
 
O valor da CSR é calculado de acordo com a mesma equação utilizada para 
radiologia convencional. Valores recomendados para a CSR são: para 80 kVp, > 2,3 
mm Al para unidades com filtração adicional fixa [28, 25] e para 70 kVp, > 2,5 mm Al 
[26]. Recomenda-se realizar este teste anualmente. 
 
A camada semirredutora independe do tipo de magnificação utilizada. Também é 
importante realizar o teste para diferentes modos de taxas de fluoroscopia, pois 
alguns equipamentos automaticamente inserem filtros, de acordo com a técnica 
utilizada. Estes filtros têm o objetivo de diminuir a dose no paciente. 
 
A camada semirredutora está intimamente relacionada à filtração total do feixe de 
raios X. Como é sabido, na saída do feixe de raios X geralmente são colocados 
filtros de alumínio ou de cobre cuja função é a de remover os fótons de baixas 
energias que não contribuem para a formação da imagem, sendo absorvidos nas 
camadas superficiais da pele, que somente contribuem para o aumento da dose 
ministrada ao paciente. Um valor de CSR baixo sugere escassa filtração do feixe, 
com o consequente aumento da dose para o paciente. 
 
34 
 
 
Figura 14. Arranjo experimental para calcular a camada semi-redutora (CSR). Os filtros atenuadores 
de Al são colocados primeiro entre o intensificador de imagem e o detector, sendo transferidos um a 
um na medida em que as medições da taxa de kerma no ar vão sendo realizadas. No monitor pode-
se controlar o posicionamento correto da câmara de ionização e a colimação ao tamanho desejado. 
 
 
7.2.4. Determinação da taxa de kerma no ar de entrada na superfície 
A medida deste parâmetro é um importante indicador para avaliação da dose em 
unidades fluoroscópicas. Os resultados obtidos neste tipo de medida são fortemente 
dependentes do tipo de fantoma utilizado e da posição relativa do tubo de raios X 
[29]. A medida das taxas de dose garante que as taxas de exposição para tamanhos 
de pacientes e kV específicos terão níveis apropriados, de modo a otimizar o 
contraste da imagem enquanto se minimiza a exposição do paciente [25, 23]. 
 
Para fluoroscopia, a taxa de kerma no ar de entrada na superfície é medida 
utilizando fantomas de água ou blocos de PMMA. O detector (câmara de ionização) 
utilizado para medir este parâmetro deve ser sensível tanto à radiação direta quanto 
à espalhada, e deve estar calibrado nas qualidades de feixes de raios X utilizados 
em radiologia intervencionista. Um fantoma de água de 20 cm de espessura 
representa um adulto padrão. Pacientes de maior espessura podem ser simulados 
adicionando-se 10 cm de água. O equipamento fluoroscópico deve ser operado em 
condições de controle automático de brilho, tomando cuidado com ter certeza de que 
o controle automático está estabilizado antes de realizar cada medição. 
35 
 
 
As medições devem ser realizadas para todos os tamanhos de intensificador de 
imagem, taxas de dose e condições de controle automático de brilho que reflitam 
condições clínicas de uso. As distâncias foco-intensificador e foco-câmara, a tensão 
aplicada à corrente e qualquer filtração selecionada devem ser registradas para 
cada medição. As medições dependem das posições relativas entre o tubo de raios 
X, a câmara de ionização e o intensificador de imagem. O fantoma deve ser 
posicionado sobre a mesa de exame, deixando um espaço para colocar a câmara de 
ionização entre a mesa e o fantoma e em contato com este, no centro da sua 
superfície de entrada, para medir a taxa de kerma no ar. O espaço entre 
intensificador e a superfície de saída do fantoma deverá ser de 10 cm [30]. Com o 
colimador aberto, o fantoma deve ser irradiado e registradas as leituras do detector, 
assim como tensão e corrente do tubo e distâncias. A Figura 15 mostra o arranjo 
experimental para medir a taxa de kerma no ar de entrada na superfície, utilizando 
blocos de PMMA. 
 
 
Figura 15. Arranjo experimental para medir a taxa de kerma no ar de entrada na superfície. 
 
Recomenda-se realizar este teste anualmente ou quando houver alguma mudança 
no sistema. Na Tabela 1 são apresentados alguns valores de referência 
36 
 
internacionais, para taxa de kerma no ar na entrada do paciente para fluoroscopia, 
para diferentes modos de operação [31]. 
 
Tabela 1. Valores de referência para a taxa de dose na entrada do paciente [31]. 
Organização 
Modo 
fluoroscopia 
Taxa de dose na entrada 
do paciente 
(mGy/min) 
IAEA Normal 25 
IAEA Alto 100 
FDA Normal 50 
Reino Unido Normal / Alto 100* 
AAPM Normal 65 
*Não deve exceder50 mGy/min. 
 
A taxa de kerma no ar é um indicador da quantidade de radiação emitida pelo tubo 
de raios X por unidade de tempo. Devido a que em radiologia intervencionista os 
tempos de irradiação são longos quando comparados com os da radiologia 
convencional, é importante observar o valor da taxa de kerma no ar de entrada na 
superfície que o equipamento proporciona, já que este valor terá uma significativa 
influencia na dose ministrada. É claro que altas taxas também produzem melhores 
imagens. No entanto, um compromisso entre dose e qualidade da imagem deve ser 
sempre considerado. Certamente, altas taxas de kerma aplicadas durante longos 
tempos de exposição, aumentam a probabilidade de indução de efeitos nocivos. 
 
7.2.5. Determinação da taxa de kerma no ar na entrada do intensificador de imagem 
 
A medida de taxa de kerma na entrada do intensificador de imagem é geralmente 
utilizada como indicador da sensibilidade do sistema de imagem fluoroscópica sob 
controle automático de exposição [22]. 
 
O arranjo experimental e as condições de medição são as mesmas que para a 
determinação da taxa de kerma no ar de entrada na superfície (Figura 15). A 
37 
 
diferença radical é em que a câmara de ionização será agora colocada em contato 
com a superfície do intensificador de imagem, para medir a taxa de kerma neste 
ponto. 
 
Os valores de referência para taxa de dose na entrada do intensificador de imagem 
são estabelecidos pelo fabricante. Em geral, em equipamentos dedicados a 
cardiologia intervencionista, para um tamanho de intensificador igual a 23 cm de 
diâmetro, operando em fluoroscopia contínua ou pulsada (30 pulsos por segundo, 
modo taxa de dose normal ou médio), a taxa de dose na entrada do intensificador 
deve estar entre 0,75 e 1,0 Gy/segundo. Para o modo aquisição digital (cine), o 
valor deste parâmetro deve estar entre 0,1 e 0,2 Gy/imagem [22]. Outros protocolos 
[25] estabelecem que, para o modo cine, este valor deve estar entre 0,5 e 
2 Gy/imagem, dependendo do tamanho do intensificador e da qualidade da 
imagem requerida. Sistemas angiográficos necessitam de uma maior taxa para 
redução do ruído na imagem. 
 
7.2.6. Colimação e centralização do campo de irradiação 
O objetivo do teste de colimação do feixe de raios X é verificar se o tamanho do 
campo de irradiação limita-se ao tamanho do intensificador de imagem, visando 
garantir que a região do paciente exposta corresponda à região que aparece na 
imagem [22]. 
Para realizar o teste, coloca-se um filme radiográfico na entrada do intensificador de 
imagem e se faz uma exposição (Figura 16). O tamanho da imagem produzida deve 
coincidir, dentro dos limites estabelecidos, com o tamanho nominal do intensificador 
de imagem. Para radiologia intervencionista, pelo menos 80% do campo de radiação 
deve cobrir a superfície efetiva do receptor de imagem; no entanto, não poderá 
exceder em mais de 2 cm os limites da superfície efetiva do receptor de imagem 
[32]. 
38 
 
 
Figura 16. Arranjo experimental para o teste de colimação e centralização do campo. 
 
Como a distância entre o ponto focal e o intensificador de imagem é ajustável, 
recomenda-se que as bordas do colimador sejam automaticamente ajustadas de 
acordo com o tamanho correto do intensificador de imagem para a distância foco-
intensificador de imagem. Para a realização deste teste, a metodologia sugerida é 
que sejam colocados objetos e estes sejam trazidos a uma distância bem próxima 
ao tubo. Os colimadores devem ter a maior abertura possível. Neste caso, os 
objetos devem ser visualizados para todas as distâncias selecionadas [23]. 
 
A redução do tamanho de campo é um importante método de controle da radiação. 
Quanto menor o tamanho de campo (área mais colimada), a dose no paciente será 
menor devido ao menor volume irradiado. Consequentemente, haverá uma 
diminuição da radiação espalhada, fato relevante na radiologia intervencionista, 
onde diversos profissionais estão posicionados ao redor do paciente. Por outro lado, 
se o campo de irradiação não está centralizado, regiões do paciente que não 
aprecem na imagem serão expostas desnecessariamente durante o procedimento. 
 
7.2.7. Resolução em baixo e alto contraste e distorção 
A avaliação destes parâmetros é realizada utilizando objetos de teste 
especificamente desenvolvidos para tais fins. Os objetos de teste mais utilizados são 
os objetos de Leeds [33] (Figura 17). A proposta fundamental dos objetos de teste 
39 
 
de Leeds é possibilitar a obtenção quantitativa do desempenho da imagem 
produzida pelo equipamento. As condições de medição devem ser mantidas cada 
vez que se realize a avaliação destes parâmetros, de modo que qualquer 
degradação no desempenho da imagem poderá ser detectada e quantificada. Não é 
recomendado o uso do objeto de teste para intercomparação entre diferentes 
modelos de equipamentos de raios X fluoroscópicos. 
 
 
Figura 17. Imagem do objeto de Leeds que permite avaliar a resolução de alto contraste (grupos de 
pares de linhas dispostos no centro do objeto) e de baixo contraste (círculos de diferentes 
intensidades, distribuídos na periferia do objeto). 
 
O limite de resolução espacial (alto contraste) de um sistema de imagem é definido 
como a máxima frequência espacial da unidade de contraste (preto e branco) que 
pode ser detectada visualmente [33]. O limite da resolução espacial é afetado pelo 
ruído da imagem; portanto, é necessário realizar as medições sob condições de 
ruído minimizadas. Em sistemas fluoroscópicos, esta condição pode ser alcançada 
operando o sistema a altas taxas de dose. É recomendado que seja o mesmo 
observador quem realize o teste. A capacidade de um sistema de raios X gerar uma 
imagem com detalhes de baixo contraste depende do ruído e da perda de contraste 
do intensificador de imagem. A Tabela.2 estabelece os valores recomendados de 
resolução de alto contraste, de acordo com o tamanho do intensificador de imagem 
[23]. 
 
 
 
 
40 
 
Tabela 2. Valores recomendados de resolução de alto contraste de acordo com o tamanho do 
intensificador de imagem [33]. 
Tamanho do intensificador de 
imagem 
(cm) 
Resolução 
(pares de linha/mm) 
30/35 1,0 
22,5/25 1,25 
15/17,5 1,6 
 
Para determinação da resolução de baixo contraste, um grupo de detalhes com 
escala de contraste decrescente é utilizado, e a medida consiste na determinação do 
disco que está no limiar de visualização. Para realização das medições, o objeto de 
teste deve ser colocado em contato com a entrada do intensificador. O teste deve 
ser feito usando baixa tensão no tubo (40 – 60 kVp), de forma a obter o máximo 
contraste do objeto. Uma alta taxa deve ser utilizada para suprimir o ruído da 
imagem; porém, é preciso que seja colocado um atenuador para assegurar o 
endurecimento do feixe [33]. 
 
Na Figura 18 mostram-se as diferentes qualidades de imagem obtidas em dois 
monitores de uma mesma sala, utilizando o objeto de teste para avaliação da 
resolução de alto e baixo contraste. 
 
A distorção geométrica tem três causas: um efeito inerente devido à curvatura do 
intensificador de imagem, outro efeito dependente da abertura do acoplamento ótico 
e possível contribuição da não linearidade do escaneamento do monitor e outro 
devido à existência de um campo magnético no ambiente. Este último produz um 
tipo de distorção denominada distorção em S. 
 
41 
 
 
Figura 18. Comparação das imagens do objeto de teste para avaliação da resolução de contraste, 
observada em dois monitores de uma mesma sala. 
 
 
Um exemplo de objeto de teste que avalia a distorção é o objetode teste M1 da 
série de Leeds, cuja imagem é mostrada na Figura 19. Consiste em uma malha 
quadrada de arame, com espaçamento de 20 mm e os quadrados dos diâmetros 
com marcações a cada 10 mm [33]. A sua geometria retangular visa avaliar a 
distorção geométrica global e efeito do campo magnético ambiental. A distorção 
integral máxima tolerável é de 10%. 
 
42 
 
 
 
Figura 19. Representação do objeto M1 e medições para calcular a distorção. 
 
A avaliação da distorção é significativa apenas para sistemas que utilizam 
intensificador de imagem. Nos modernos sistemas digitais, como o sistema flat 
panel, não há praticamente distorção, uma vez que não existem problemas de 
curvatura do sistema receptor de imagem e nem uso de acoplamento ótico. 
 
Conhecer o limite de resolução, tanto espacial quanto de baixo contraste, de um 
sistema intervencionista é de fundamental importância para que os profissionais que 
operam o equipamento estejam cientes dos tamanhos mínimos e dos níveis de 
contraste de objetos que poderão ser visibilizados durante os procedimentos. 
Sistemas de imagem convencionais que apresentam uma distorção geométrica fora 
das tolerâncias aceitáveis podem comprometer avaliações de tamanhos e formas de 
órgãos ou estruturas que são irradiadas e observadas (em tempo real ou em 
imagens gravadas) durante o procedimento intervencionista. 
 
7.2.8. Condições dos monitores 
Nas salas de radiologia intervencionista são utilizados vários monitores para 
visibilizar as imagens que estão sendo adquiridas em tempo real, assim como as 
imagens gravadas de cine. Estas imagens podem ser observadas no momento de 
realização do procedimento, ou posteriormente para análise e elaboração de laudos, 
por exemplo. A qualidade da imagem, então, é um aspecto crítico em radiologia 
intervencionista. Assim, todos os monitores deveriam apresentar a mesma 
43 
 
qualidade, e a melhor qualidade possível dentro do compromisso de manter a dose 
em um nível razoável. 
 
Antes de serem disponibilizados para uso, os monitores devem passar por testes de 
aceitação, nos quais se verifica se parâmetros referentes à exibição de uma imagem 
de qualidade estão adequados. Além disso, avaliações periódicas de todos os 
dispositivos se fazem necessárias para evitar que problemas decorrentes do uso 
não impliquem em perda de informações diagnósticas na imagem. 
 
Com esse propósito, foi desenvolvida pela “American Association of Physicists in 
Medicine” (AAPM) [34] uma série de procedimentos para avaliação da qualidade da 
imagem em dispositivos monitores, a partir de padrões que simulam a imagem de 
objetos de teste. De forma geral, esses padrões são divididos em seis categorias, a 
saber: múltiplos propósitos (TG18-QC), luminância, resolução, ruído, glare2 e 
padrões anatômicos. Podem ser utilizados tanto para avaliação de monitores com 
tecnologia Liquid Crystal Displays (LCD) ou Cathod-Ray Tube (CRT), sendo que, 
alguns testes possuem valores limites diferentes para cada uma dessas tecnologias. 
 
Na Figura 20 mostra-se, como exemplo, o padrão TG18-QC, que consiste em um 
teste cujo objetivo é assegurar a consistência e integridade da imagem apresentada, 
avaliando os seguintes parâmetros: qualidade geral da imagem, presença de 
artefatos, distorção geométrica, luminância, contraste, reflexão e ruído e resolução. 
 
 
2
 O termo glare é utilizado para descrever o espalhamento difuso da luz em monitores, o que induz a uma 
luminância que vela a imagem. Veiling Glare é diferente de reflexão, que seria uma resposta do monitor às 
condições de luz ambiente incidente, enquanto glare é uma propriedade interna do monitor. Em monitores LCD, 
normalmente o glare é notado ao redor de caracteres brilhantes em um fundo escuro. 
44 
 
 
Figura 20. Imagem do objeto TG18-QC. 
 
A visibilização da imagem é o último passo da cadeia de formação da imagem; no 
entanto, provavelmente seja a mais importante. Sem uma adequada visibilidade da 
imagem, o andamento do procedimento torna-se mais complexo e demorado pela 
dificuldade de observação (imagem em tempo real) e a avaliação posterior de 
patologias ou de resultados terapêuticos fica comprometida (imagem gravada). 
 
7.2.9. Tempo acumulado em fluoroscopia 
Este teste tem como objetivo verificar que o tempo de exposição está sendo 
efetivamente apresentado no painel de comando do equipamento durante a 
realização do procedimento, além de verificar sua exatidão. É realizado de maneira 
muito simples, irradiando um objeto qualquer (um fantoma com água, por exemplo) e 
verificando com um cronômetro se o tempo indicado (nominal) no painel de 
comando coincide com o tempo medido com o cronômetro. 
 
A tolerância estabelecida pela Portaria 453/98 do Ministério da Saúde [35] é de 10%, 
facilmente cumprida pelos equipamentos intervencionistas, devido aos longos 
tempos de exposição comumente utilizados, a menos que o indicador do tempo não 
exista ou não esteja funcionando; nesse caso, a incerteza seria de 100%. Também 
deverá verificar-se que o alarme sonoro é acionado pelo equipamento após 5 
minutos de tempo acumulado de fluoroscopia. 
 
45 
 
O tempo acumulado de fluoroscopia é um dos principais indicativos da otimização da 
prática intervencionista. De forma prática, pode-se afirmar que quanto maior o tempo 
de fluoroscopia, maior será a dose no paciente. Por outro lado, os profissionais 
presentes na sala durante o procedimento também são irradiados à proporção do 
tempo devido à contribuição da radiação espalhada. Sem a otimização da prática, no 
que se refere ao tempo de fluoroscopia, o tubo terá maior desgaste (quando são 
utilizados sistematicamente longos tempos de exposição, situação não otimizada), 
que em ultima instância também contribuirá para o aumento da dose no paciente e 
nos profissionais. Por estas razões, faz-se necessário que o tempo de exposição 
seja um parâmetro corretamente calibrado nos equipamentos intervencionistas. 
 
7.2.10. Mínima distância foco-pele de operação 
Todos os sistemas intervencionistas possuem um elemento protetor sobre o sistema 
tubo de raios X-colimadores-filtros (Figura 21), cujo objetivo, além da proteção 
destes componentes, é o de impedir que a distância foco-pele seja inferior a 38 cm. 
Com uma trena verificar-se-á se a distância foco-mesa é maior do que o valor 
recomendado. O foco normalmente está indicado com um ponto vermelho na parte 
externa do tubo de raios X. 
 
Figura 21. Protetor sendo colocado cobrindo o sistema de colimação do equipamento de raios X. 
 
 
 
46 
 
8. Riscos biológicos em radiologia intervencionista 
Quando a radiação emitida pelo tubo de raios X incide no paciente (Figura 22.A), se 
produz uma interação com os órgãos e tecidos de maneira que uma parte desta 
radiação é absorvida e outra parte é transmitida. Os processos físicos de interação 
da radiação com a matéria, que são predominantes para as faixas de energia que 
intervêm em radiodiagnóstico, denominam-se efeito fotoelétrico e espalhamento 
Compton. De uma maneira muito elementar, podemos dizer que o processo 
fotoelétrico é responsável pela absorção dos fótons de raios X dentro do tecido, 
evitando que o fóton atinja o receptor de imagem (Figura 22.B). Esta radiação 
contribui para a dose no paciente. No espalhamento Compton, os fótons de raios X 
incidentes nos tecidos do paciente são desviados da sua trajetória original, gerando 
“radiação espalhada” tanto no sistema de registro de imagem como nos indivíduos 
posicionados ao redor do paciente (normalmente o profissional que realiza o 
procedimento) (Figura