7-Apostila de Radiografia Digital

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Radiografia Digital
 
RADIOGRAFIA 
DIGITAL 
Francisco Carlos Diniz Carrieri
 
 
 
 
Este capítulo aborda o fascinante mundo das 
imagens radiográficas digitais. A tecnologia digital 
apresenta um mundo diferente do convencional em 
todas as suas instâncias - radiologia propriamente 
dita, mamografia, odontologia, radioterapia e até 
veterinária, para mencionar apenas a área médica 
como campo de possibilidades, mas com um maior 
número de variáveis e detalhes a cuidar. Essa 
tecnologia apresenta uma nova forma de trabalho, 
seja na aquisição, seja na interpretação e até 
armazenamento das imagens, que passam a ser 
funções totalmente distintas umas das outras, além 
de abrir um imenso horizonte àqueles que 
souberem tirar o máximo de seu potencial e, mais 
do que isto, participar da era da intensificação do 
uso de tecnologias não consumíveis e 
ecologicamente saudáveis. As tecnologias que 
fornecem imagens digitais disponíveis no Brasil 
basicamente podem ser resumidas em Computed 
Radiography (CR) e Digital Radiography (DR), 
cada qual apresentando vantagens e 
desvantagens que analisaremos sob o ponto de 
vista de processos atuais do mundo moderno e, 
independentemente de qualquer uma dessas 
tecnologias possuírem ―lados diferentes da 
moeda‖, é indiscutível o fato de que a radiografia 
digital está progressivamente substituindo a 
radiologia convencional (analógica, baseada no 
sistema tela-filme). Grande parte desse resultado 
se deve à melhora na qualidade de imagem obtida, 
ao uso mais eficiente da radiação incidente, de 
melhorias nos fluxos das rotinas operacionais dos 
serviços de radiodiagnóstico e, intencionalmente 
apresentado por último, da possibilidade de 
redução de custos associados a essa área diag-
nóstica, ou melhor, da racionalização destes. Além 
disso, essa tecnologia também traz novos desafios 
a todos os profissionais de um serviço de 
diagnóstico por imagem, qualquer que seja seu 
papel, ao mesmo tempo em que ―impõe‖ uma 
padronização nas rotinas e fluxos e até nas 
atividades das áreas-suporte das instituições que 
façam essa opção tecnológica na área da ra-
diografia. Muitas são as opções comerciais, mas a 
que tem apresentado a melhor relação custo- 
benefício para a realidade brasileira e será objeto 
de um detalhamento mais profundo neste capítulo 
é a tecnologia Computed Radiography. 
“As descobertas e invenções destinam-se a 
servir à humanidade.‖ 
Wilhelm Conrad Roentgen 
 
 
1. Introdução 
Há mais de 100 anos o sistema tela-filme tem 
sido utilizado com sucesso para o registro de in-
formação diagnóstica de imagens radiográficas. 
Esse sistema, trabalhando em conjunto com os 
aparelhos geradores de raios X, obtiveram ima-
gens da mais alta qualidade diagnóstica por mais 
de 60 anos (cerca de 75 anos, se considerarmos a 
América Latina e, mais especificamente, o Brasil). 
Conforme descrito nos capítulos anteriores, o filme, 
uma vez exposto aos raios X, necessita ser 
revelado em um processo químico para, em 
seguida, ser analisado em um negatoscópio ade-
quado, e, subsequentemente, ser armazenado em 
um arquivo próprio. A relação custo-benefício 
dessa tecnologia estava muito bem estabelecida e 
ajudava a consolidá-la como processo que cumpria 
seu papel perfeitamente, apesar das conhecidas 
limitações técnicas dessa solução. 
Por volta dos anos 70 nascem, então, as pri-
meiras imagens digitais oriundas do aparecimento 
de tecnologias que também faziam uso da radiação 
(ionizante ou não) para obter imagens médicas, 
tais como: tomografia computadorizada, 
ultrassonografia e medicina nuclear, e, nos anos 
80, o advento da ressonância magnética nuclear, 
da subtração digital e da própria CR fez com que o 
uso do termo ―imagem digital‖ necessitasse ser 
redefinido, pois não mais representava uma 
tecnologia ou método diagnóstico; todas essas 
tecnologias fazem uso de sistemas computacionais 
cujo produto final são imagens digitais. Ainda 
assim, apesar de claramente em queda, e de todos 
os avanços tecnológicos desses anos, em média 
56% dos procedimentos diagnósticos realizados 
nas instituições médicas em todo o mundo ainda 
correspondem a imagens geradas no sistema tela-
filme. 
Com o conhecimento adquirido nas demais 
áreas diagnósticas, associado ao desenvolvimento 
tecnológico dos sistemas de informação compu-
tadorizados (processadores mais potentes e mais 
rápidos, capacidade de guardar e resgatar quan-
tidades cada vez maiores de dados digitais com 
segurança, eficiência e a custos continuamente 
decrescentes, possibilidade de transmissão de 
dados digitais cada vez mais rápido e em maior 
quantidade, etc.) e ao avanço das tecnologias de 
captura digital (aumento da luminância dos mate-
riais fotoestimulados, durabilidade e resolução das 
placas de imagem, entre outras), tornaram técnica 
e economicamente viáveis aos sistemas de radio-
grafia digital desafiar e pôr em xeque a sobrevi-
vência dos sistemas análogos ou convencionais. 
Nasce então, e se diversifica nos anos 80, a 
chamada radiografia ou radiologia digital (digital X-
ray systems - DX). Como os sistemas de raios X 
digitais têm muitas facetas diferentes (tecnologia 
de aquisição, processamento e dis- ponibilização 
da imagem médica), o fato de uma imagem ser 
digital não reflete precisamente a qualidade e a 
quantidade da informação médica que essa 
imagem fornecerá e por conta disso uma 
classificação correta e adequada se faz necessária 
também dentro das submodalidades radiológicas O 
termo ―sistemas da radiologia diagnóstica‖ - DX 
representa uma gama de submodalidades 
radiológicas que produzem, através da radiação X, 
imagens médicas digitais, que, por sua vez 
substituem o sistema tela-filme, excluindo-se todas 
as demais submodalidades que não fazem uso da 
radiação X na aquisição de imagens médicas 
diagnósticas (ressonância, ultrassonografia, cinti- 
lografia, patologia), porém, incluindo a tomografia 
computadorizada, apesar de esta utilizar radiação 
X como fonte geradora de imagens médicas. 
Um sistema classificado como DX é constituído 
de, no mínimo, uma interface com o usuário, um 
sistema detector da radiação X, um sistema para 
processamento de imagens (dados digitais 
recebidos pelo sistema detector) e uma interface 
que permita a conexão deste com uma rede digital, 
que pode ser composta por impressoras, estações 
 
de trabalho, servidores de armazenamento ou 
redirecionamento, entre outras possibilidades. 
Alguns sistemas estão totalmente integrados com 
outros componentes, como os tubos de raios X, 
gerador e sistema de posicionamento do paciente 
(mesa ou bucky-mural). Outros fazem uso de 
equipamentos de raios X já existentes e 
simplesmente substituem o filme ou o duplicam 
digitalmente. A principal diferença entre sistemas 
DX e o sistema tela-filme é o conceito de que uma 
imagem digital concebida por sistemas DX é 
formada de um conjunto de 0 e I, ou seja, bits e 
bytes, podendo ser duplicadas, armazenadas, 
recuperadas, transmitidas e modificadas 
digitalmente como qualquer outro dado 
computacional. Estas são a causa do grande 
sucesso desses tipos de sistemas, características 
que trazem grandes vantagens sobre o sistema 
convencional, principalmente para instituições que 
já entraram na era da informatização. 
Na maioria das vezes, a classificação e a termi-
nologia dos diversos sistemas DX foram ut izadas 
de forma inadequada, em parte por desconheci-
mento desses detalhes e, em parte, pelo fato de 
que na área médica diagnóstica a tecnologia não 
se substitui, somente se soma às novas 
tecnologias, ajustando-se às preexistentes. Como 
tudo que era digital representava algo novo e 
informações precisas não chegavam na mesma 
velocidade que a tecnologia, até mesmo os 
profissionais da área recorriam ao conceito popular 
de que tudo que é digital é bom e melhor, o que 
nem sempre éfato, especialmente na área médica. 
Até hoje, em especial no Brasil, a tecnologia da 
placa de fósforo sensibilizada e lida pela 
radiografia computadorizada, ou CR, como é 
popularmente chamada, tem se mostrado a melhor 
e mais popular alternativa para aquisição de 
imagens radiográ- ficas digitais, objeto de 
discussão detalhada deste capítulo. Os sistemas 
CR têm a vantagem de ser totalmente compatíveis 
com os atuais equipamentos desenhados para 
trabalhar com o sistema tela-filme. Entretanto, 
apesar das evoluções alcançadas, o tempo de 
obtenção da imagem digital, que hoje é menor do 
que o processamento de um filme análogo, ainda é 
superior a outras tecnologias disponíveis, como os 
sistemas DR. 
Uma coisa é certa: tanto os CRs como os DRs 
vieram para ficar e a mudança para qualquer uma 
dessas tecnologias é apenas uma questão de 
tempo. A pergunta não é se, mas quando migrar 
para a nova tecnologia. Mesmo porque, quem não 
o fizer está fadado à extinção. Dadas as enormes 
diferenças culturais e, principalmente, financeiras 
que caracterizam nosso País, um tempo 
igualmente enorme deve transcorrer até que isso 
aconteça de forma definitiva. Apesar do advento 
dessas e outras tecnologias ultramodernas CT 
multi-slice, sistemas PACS/RIS, telerradiologia - 
Projeto Javari e outras) ainda existem no Brasil 
serviços diagnósticos por imagem que usam 
revelação manual, com filmes e chassis sensíveis 
ao azul. Sabe-se que, nos anos 90, esse sistema 
foi substituído pelo tela-filme sensível ao verde e, 
após a virada do século, ficou praticamente extinto 
em todo o mundo. 
 
2. Matemática 
computacional da 
imagem digital 
A matemática possui um papel muito impor-
tante na Radiologia. Conforme a complexidade dos 
fenômenos e processos radiológicos vai 
crescendo, quase sempre a Matemática oferece 
fórmulas ou diagramas que nos permitem com-
preender e melhorar os fenômenos desejados. 
No que tange à área digital, os conceitos mais 
diretamente aplicados são os da área computa-
cional, estatística e operações entre matrizes. Na 
base desses conceitos estão as operações com 
números complexos, logaritmos, cálculos de 
atenuação da radiação, medidas não lineares, 
cálculos diferenciais e integrais, compensação da 
eficiência do sistema detector (área, sinal, geo-
metria etc.), trigonometria e geometria aplicados na 
relação com os equipamentos geradores de raios X 
e estatística avançada, como: distribuição da 
amostragem (gaussiana, binomial, poisson e 
outras), desvio-padrão e da média, coeficientes de 
correlação, regressão e variância, intervalo da 
amostragem e extrapolações. 
O que realmente pretendemos explorar é a 
compreensão da Matemática da formação e 
processamento de uma imagem digital. Na 
introdução, mencionamos o fato de uma imagem 
digital ser formada por bits e bytes. Mas o que isso 
significa? 
Comecemos por dissecar o conceito de ima-
gem analógica. Imagens ou dados analógicos são 
contínuos no domínio espaço-tempo, contínuos no 
valor que o definem e existem somente no plano 
bidimensional, ou seja 2D. Exemplos de 
informações ou sistemas analógicos: uma régua, 
um relógio de ponteiros ou o pulso de um sinal 
elétrico medido em um osciloscópio. 
Já as imagens ou dados digitais são os discre-
tos no domínio espaço-tempo, um arranjo bidi-
mensional que possui valor numérico único como 
representação de uma amostragem real ou 
sintetizada. É representado por um conjunto finito e 
discreto de números inteiros. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura I Exemplo de uma imagem 
digital pura. Uma matriz de números (X,Y) 
na qual o conteúdo é a informação 
Bit e byte 
Bit é a abreviação de binary digit, ou seja, dígito 
binário, que é a codificação numérica que um 
sistema computadorizado utiliza para a realização 
de suas tarefas internas. Qualquer sinal ou 
informação que venha de um equipamento 
radiológico e que necessite ser processado em um 
sistema computacional precisa, antes de mais 
nada, ser convertido na base binária. O bit é o 
menor dos elementos de um sistema digital e pode 
ter somente dois valores: 0 ou I. Para ilustrar esses 
valores, tomemos como exemplo um interruptor de 
luz: se ligado, atribuímos a ele o valor digital l. Se 
desligado, o valor digital 0. A Tabela I apresenta 
um comparativo entre algumas bases matemáticas 
de representação numérica. Além da decimal, 
também estão representadas as bases binárias, 
octagonal e hexadecimal. As duas últimas são 
muito utilizadas em processos matemáticos 
computacionais, quando programas apresentam 
problemas insolúveis para a base binária. 
 
As medidas dos bits de uma imagem digital 
representam o resultado medido (analógico) e 
convertido (digitalização do pulso inicial) em um 
valor discreto. Este valor representa a quantidade 
de informação que chegou ao sistema de captura 
digital (seja ele qual for), transmitido através de um 
objeto de estudo (um osso, por exemplo), 
fornecendo, dessa forma, o nível de cinza da 
imagem digital. 
Tabela I Quatro sistemas numéricos 
matemáticos e suas representações 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
A Figura 2(A) mostra a construção em blocos e 
como essa estrutura é utilizada para formar 
unidades maiores. Os bits podem ser agrupados 
em grupos de 8 unidades, que constituem um byte, 
perfazendo a máxima contagem decimal de 256. 
Um byte, elemento formado por 8 bits, pode 
apresentar 256 variações distintas, ou 
matematicamente calculando: 2
8
 = 256, onde 2 
representa as possibilidades do resultado do bit (0 
ou I) e 8, o tamanho do elemento que o sistema 
computacional consegue contabilizar ao máximo. 
Os bytes podem ser agrupados adicionalmente em 
palavras de 2 bytes, ou seja, dois grupos de bytes 
(2B), formando uma palavra de 16 bits. Nesse caso 
teremos 65.000 possibilidades decimais (2
16
), o 
que foi o primeiro e mais básico tamanho de uma 
palavra, utilizada por sistemas computacionais no 
início da década de 1980. Atualmente, a maioria 
dos sistemas computacionais possui como padrão 
uma palavra de 4 bytes, ou seja, 32 bits (2
32
 = 
4,3x10
9
 números decimais), mas já existem 
sistemas trabalhando com palavras de 64 bits, 
visando tornarem-se mais rápidos e processarem 
um número maior de informações, reduzindo e 
facilitando operações complexas como as que 
encontramos nos sistemas geradores de imagens 
digitais na área médica. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Em geral, o olho humano reconhece aproxi- 
madamente 100 tons de cinza. Um radiologista 
treinado consegue quase dobrar essa marca. Na 
prática, isso quer dizer que o olho humano 
reconhece diferenças da ordem de 8 bits (2
8 
= 256 
níveis de cinza). Mesmo assim, continuamos 
desenvolvendo sistemas com maior capacidade, 
pois, apesar de o olho humano não conseguir 
reconhecer essas diferenças em sistemas com 10 
bits ou mais, está comprovado que os outros tons 
 
de cinza contêm informação relevante ao 
diagnóstico médico. Os sistemas computacionais e 
a tecnologia desenvolvidos nessa área (por 
exemplo, Computer- Aided Diagnostic - CAD) 
conseguem capturar as informações dessas 
estruturas matriciais e trazê-las de forma legível 
para o radiologista. 
Amostragem e quantização 
Na prática, todas as medidas realizadas nos 
sistemas de captura digital ainda representam, na 
sua essência, medidas colhidas no domínio 
analógico. Todas as medidas são convertidas por 
um conversor analógico-digital, também conhecido 
como Analog to Digital Converter (ADC), conforme 
demonstrado na Figura 3, que traz um gráfico no 
qual vários níveis de tensão são convertidos em 
seus equivalentes binários. O processo de coleta 
de informações sobre um objeto em estudo chama-
se amostragem (no nosso caso, o objeto é a 
imagem médica e a amostragem, a medida em si). 
A conversão dos valores medidos na captura 
analógica parao sistema digital denomina-se 
quantização. A acurácia da quantização depende 
do número de bits usados, o que influencia 
diretamente a qualidade do produto final obtido. 
Como exemplo de quantização, veja a Tabela 2, 
em que o número de apenas 6 bits foi considerado. 
Tabela 2 Exemplo de quantização 
de baixa resolução (6 bits) 
 
Na figura abaixo temos duas condições de 
quantização, uma com ―n‖ bits e outra com ―2n‖ 
bits. Veja como a acurácia da quantização melhora 
consideravelmente no segundo caso. Mas esse 
tipo de processo costuma consumir um tempo 
maior do que no primeiro caso. Por isso, a 
quantização ideal depende do tipo de sistema 
computacional utilizado no processo e de quantos 
bytes o sistema pode processar (16, 32 ou 64 bits). 
 
 
 
 
 
Figura 3 Conversão de medida 
analógica de sinais de tensão (eixo X) para 
valores digitais (eixo Y), apresentando 
a digitalização por passos 
 
Não é somente a quantização que responde 
pela qualidade da informação apresentada. A 
amostragem, etapa que a antecede, também 
possui variáveis importantes no processo. 
Amostragem é a representação analógica da 
informação do objeto que, no caso de uma 
imagem, em geral remete a um sinal em forma de 
onda eletromagnética. Como essa onda oscila ou 
se move com o tempo, as perguntas adequadas 
são: com que frequência devemos colher medidas 
dessa informação? Qual a frequência da 
amostragem? Medidas muito lentas poderão 
perder flutuações com frequências mais rápidas? 
Medidas muito frequentes colherão uma 
quantidade excessiva de dados, gerando a ne-
cessidade de processos computacionais e de 
armazenamento muito elevados, o que poderia 
 
acarretar outros tipos de problemas. Na Figura 4 
observamos um sinal analógico amostrado, de três 
formas diferentes, antes de sua conversão 
analógico-digital. No exemplo A o sistema foi 
amostrado um pouco mais do que o necessário 
para sua reconstituição. No exemplo B a 
amostragem foi realizada com uma 
frequênciaequivalente à metade do exemplo 
anterior e representa a menor frequência para a 
amostragem, sem que se perca informação de 
forma crítica; essa é conhecida como ―frequência 
de Nyquist‖ (de Harry Nyquist, matemático 
americano, 1889-1976). Amostragens com 
frequência inferiores à de Nyquist resultam na 
perda de dados de baixa densidade, como 
demonstrado no exemplo C. podendo levar à 
ocorrência de artefatos nos processamentos 
digitais da imagem original, também chamada de 
―dados crus' ou raw data. 
 
Figura 4 Forma de onda senoidal (A) amostrada. Em (B) 
forma de onda na frequência de Nyquist, o que garante a 
acurácia na digitalização do sinal. Amostragem com 
menos pontos (C) não representa o sinal original, que 
agora possui frequência inferior. Certamente esta 
informação apresentará artefatos 
Pixel 
O elemento da figura (do inglês picture ele-
ment) ou pixel, como é chamado na prática, é o 
menor eíemento que compõe uma imagem digitai. 
A imagem digital é, em princípio, uma matriz 
bidimensional. na qual sua posição (X, Y) equivale 
as coordenadas da matriz (I, J), e o valor que car-
rega em cada coordenada representa o resultado 
já quantizado da amostragem da informação (nível 
de cinza) da respectiva posição em relação ao ob-
jeto original (a área anatômica que foi radiografa-
da), conforme demonstrado na Figura 5. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 5 Digitalização do sinal de uma linha do 
escaneamento de uma imagem em uma placa de fósforo 
(IP), demonstrando a quebra da continuidade da linha de 
onda na conversão para o formato de valores discretos 
digitais. Neste exemplo, a figura decimal intermediária foi 
convertida para o formato binário. 
 
 
Matrizes utilizadas na área radiológica podem 
ser de baixíssima resolução, sendo constituídas de 
32x32 pixels, ou chegar a uma alta resolução, com 
2.048x2.048 pixels. Entretanto, quando entramos 
no mundo das imagens digitais radiográficas, esses 
números extrapolam a média em relação às demais 
modalidades. Uma imagem de CR em geral possui 
uma matriz de 2.048x2.560 pixels enquanto uma 
imagem de CR de mamografia pode chegar a 
4.800x6.000 pixels. Já uma imagem de DR para 
mamografia, tecnologia direta, em geral possui 
imagens com matriz de 3.328x4.096 pixels. 
Para calcular quantos pixels compõem uma 
imagem digital, basta multiplicar a quantidade de 
elementos (pixels) do eixo X pela quantidade de 
elementos do eixo Y de uma matriz. Por exemplo: 
se dizemos que uma imagem foi adquirida em uma 
matriz de 5 12x5 12, significa que ela possui 5 12 
elementos em cada eixo, logo é formada por 
262.144 pixels. Em algumas modalidades, como no 
caso da tomografia computadorizada, 
ultrassonografia, cintilografia e ressonância 
magnética nuclear, podemos escolher a matriz de 
aquisição na qual a amostragem será realizada. 
Mas nem todas as modalidades digitais permitem 
esse tipo de escolha. Outro ponto importante é que 
nem sempre as matrizes são quadradas, como no 
exemplo acima, podendo ser, como é a realidade 
das imagens radiográficas, matrizes retangulares. 
No caso de uma imagem de CR de mamografia 
adquirida, por exemplo, em um chassi I8x24cm, a 
matriz é de 3.584x4.784, ou seja, sua imagem é 
formada por 17.145.856 pixels. O número de pixels 
de uma matriz de uma placa de fósforo (IP) de um 
CR corresponde à resolução espacial da imagem 
digital desse IP (Figura 6). 
Impressoras a laser padrão (300 dpi) possuem 
matrizes de impressão de 4.096x5.120 (para um 
filme 35x43cm), ou seja, 20.971.520 pixels. Já as 
mais modernas, com resolução de 650dpi, além de 
utilizarem tecnologia a seco, podem chegar a 
matrizes em torno de 45.438.294 pixels (para o 
mesmo tamanho de filme - 35x43cm) 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 6 Campo esquemático de um detector digital 
com uma matriz de imagem retangular apresentando 
duas situações: exata sobre o detector e superestimando 
seu FOV A direita observamos valores individuais de 
pixel, para três tamanhos diferentes de matrizes: 64x64, 
128x 128 e 256x256, e suas respectivas contagens por 
pixel, considerando o valor da contagem (amostragem) e 
tamanho de um único pixel na matriz 64x64 
 
Tamanho da imagem 
O tamanho de uma imagem digital é uma va-
riável importante no momento de considerar o tipo 
e a capacidade da rede de transmissão de que 
necessitamos em um serviço digitaliza- do de 
diagnóstico por imagem, além da capacidade de 
um sistema de arquivo de imagens digitais, se esta 
for a realidade da instituição. Ao enviar uma 
imagem digital, é muito comum descobrir que a 
rede de imagens não está separada da rede de 
dados, o que pode ocasionar: que a imagem 
enviada bloqueie o tráfego de outros dados, 
considerando seu tamanho e protocolos de envio, 
ou a imagem não consiga ser enviada, afetando o 
resultado da rotina diagnóstica da instituição. Essa 
informação também é valiosa quando desejamos 
planejar a vida média das imagens dentro do 
sistema de captura de imagens digitais, uma vez 
que esses dispositivos não foram desenhados para 
armazenar indefinidamente as imagens obtidas 
pelo equipamento em uso na rotina diagnóstica. 
 
O cálculo do tamanho de uma imagem é 
simples e consiste no produto da matriz, ou número 
de pixels de uma imagem pelo seu tamanho digital, 
 
ou seja, o número de bytes que compõem a 
imagem. Considere uma imagem radiográfica 
digital de CR de um tórax no leito, adquirida em um 
sistema que possua 4.096 tons de cinza. Como 
vimos, geralmente adquire-se uma imagem de CR 
não mamográfica em uma matriz de 2.048x2.560, 
ou seja, 5.242.880 pixels. Se essa imagem foi 
adquirida em um sistema com capacidade de 
captura de 4.096 níveis de cinza, isso significa que 
4.096 equivale a 2X, onde ―X‖ é o número de bits 
no qual o sistema realiza sua amostragem. 
Fazendo a conta inversa, chegamos aoresultado 
de X= 12 bits, em outras palavras, 2 bytes 
(lembrando que um byte é composto por até 8 bits 
e 2 bytes por até 16 bits). Então podemos dizer que 
o tamanho da imagem gerada nesse sistema é de: 
2.048x2.560x2, ou seja, 5.242.880x2 = 10.485.760 
bytes. Usando uma linguagem mais coloquial no 
meio computacional, podemos resumir o resultado 
afirmando que nossa imagem tem 
aproximadamente 10,5MB (megabytes). 
Resolução 
Entende-se por ―resolução de uma imagem 
medica digita!" o valor originalmente medido ou 
calculado em pares de linha por milímetro (line 
pairs per mm), representado mundialmente pela 
unidade Lp/mm ou Lp.mm-I. Nessa unidade, a 
resolução de um sistema é definida pela equação 
l/2p, onde “p" é o tamanho do pixel em mm e 
representa uma outra forma de expressar a 
resolução de um sistema. Além dessas duas 
possibilidades (Lp.mm-1 ou ―p‖ em milímetros - ou 
microns), a resolução também pode ser repre 
sentada por pixels por milímetro (pixels/mm), isto é, 
a quantidade de elementos de imagem (p ixe Is) 
contidos em uma dada unidade de comprimento 
(milímetro, no exemplo). Essas são as três formas 
de apresentação que o mercado de sistemas 
digitais utiliza para relatar informações. Converter 
unidades é tão simples quanto converter polegadas 
em centímetros. Por motivos diversos, os 
fabricantes costumam usar unidades diferentes 
para especificar a resolução de seus sistemas 
digitais e costumam adotar padrões diferentes de 
unidades para soluções distintas, como é o caso 
das impressoras a laser, mencionado no exemplo 
da figura 6. 
O tamanho do pixel depende do tamanho do 
detector, seja este um sistema de tecno-logia direta 
em que o detector é chamado de field of view 
(FOV), seja do tamanho do cassete digital para os 
sistemas CR. O tama-nho do pixel é obtido 
dividindo-se o FOV, ou área do cassete, pela matriz 
de aquisição do sistema. Para ilustrar, analisemos 
o caso apresentado na Figura 7. Vamos calcular a 
resolução de um sistema de impressão a laser 
úmida, no qual o filme será de 35x43cm impresso 
em uma matriz de 4.096x5.120 pixels. Uma 
curiosidade desses casos é que, tradicionalmente, 
impressoras a laser têm suas resoluções expressas 
em pontos por polegada (dots per inch — dpi), em 
vez de unidades do sistema internacional (SI). 
Aplicando a expressão: 
 
 
 
Logo, podemos dizer o tamanho do pixel será a raiz 
quadrada do resultado da expressão, ou seja, p 
vale 3,4x10-3 polegadas, ou 3,4 milipolegadas, ou 
ainda, aproximadamente, 0,1 mm. No exemplo da 
Figura 7, o método é o mesmo, porém, em vez de 
calcular o tamanho do pixel, o cálculo representa o 
número de pixels que cabem em uma polegada, 
que, na prática, traz a mesma informação, pois um 
é o inverso do outro: resolução em dpi = I /p 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 7 Cálculo da resolução em dpi para 
uma impressora a laser 
 
Vejamos outro exemplo interessante: 
suponha um filme com 35x43cm (14"x 17") 
digitalizado em um scanner com matriz de 
aquisição definida em 1.024x1.024. Esse sistema 
terá um tamanho de pixel de 0,38mm, ou seja, a 
resolução do sistema será de I ,32Lp/mm. Mas, 
nesse caso, o resultado nos apresenta uma 
inconsistência física. Sabemos que o filme possui 
resolução da ordem de 3Lp/mm, porém, o 
equipamento em questão possui uma resolução da 
ordem de 0,5Lp/mm. Como o sistema que está 
digitalizando um filme pode melhorar a resolução 
da informação inicial? Isso é fisicamente 
impossível. Logo, o resultado apresentado pelo 
cálculo apresenta uma inconsistência clara. Por 
outro lado, se focarmos na informação da resolução 
do filme versus a resolução obtida no cálculo, 
significa ter um sistema digitalizador que está 
perdendo 43% da informação, o que seria péssimo 
e fora da realidade dos sistemas que operam essa 
tecnologia. Isso significa dizer que não basta fazer 
as contas para calcular a resolução de um sistema 
ou solução. E imperativo a atenção à lógica dos 
resultados, pois a resolução de uma imagem digital 
não pode jamais ser maior ou superior à dimensão 
da resolução da informação original. Em geral, a 
resolução de uma informação digital (imagem 
propriamente dita) será a mesma do sistema que a 
gerou. Uma informação oriunda de uma matriz 
1.024x 1.024 em um sistema que possui 
intrinsecamente a resolução de 0,5Lp/mm, jamais 
poderá apresentar um resultado de I ,25Lp/mm. O 
valor de um par de linha por milímetro (1 Lp/ mm) 
requer uma resolução equivalente de 2 pixels por 
milímetro ou também equivale a dizer que o 
tamanho do pixel é de 0,5mm. Da mesma forma, se 
tivermos um sistema com resolução de 5LP/mm, 
equivale a dizer que a mesma também pode ser 
apresentada como 10 pixels/mm, ou declarar que o 
tamanho do pixel é de 0,1 mm. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 8 Variações da resolução espacial de um 
mesmo objeto 
 
Resolução do pixel na matriz (X, Y) 
Façamos um exercício prático de 
resolução, partindo da seguinte hipótese: sabemos 
que um filme de mamografia, como o MinR 2000, 
da Kodak, possui um tamanho de grão equivalente 
ao pixel de 25pm (20Ip/ mm de resolução), para um 
filme do tamanho I 8x24cm. Qual deve ser o 
tamanho da matriz para que um detector de mesma 
área possua a mesma resolução? (Resposta e 
análise no final do item 7, à página 295). 
 
Processamento da imagem 
 
A imagem adquirida pelos sistemas digitais 
(raw data ou row image) precisa passar por 
processamentos para que assuma as 
características de uma imagem diagnóstica 
verdadeira. Consegue-se esse processo através de 
operações matemáticas entre matrizes, como as 
apresentadas de forma bastante básica neste 
capítulo. O processo dominante realizado nos 
computadores dos sistemas digitais nessas 
operações é a convolação. Essas operações são 
realizadas separadamente em cada etapa do 
 
processamento da imagem até que a imagem final 
possa ser apresentada. Cada fabricante possui um 
processamento com características e métodos 
específicos para sua tecnologia de captura. Os 
sistemas digitais são extremamente 
interdependentes e, por isso, os processos 
matemáticos também são específicos. Mas, de 
forma geral, todos os sistemas apresentam as 
seguintes etapas: identificação do histograma da 
imagem, realce de contraste, detecção e realce das 
bordas, segmentação e distribuição das 
frequências espaciais e valores dos pixels, 
processamentos específicos e diferenciais, tais 
como Premium View (GE), PEM (Fuji) e EVP 
(Kodak). 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 9 Etapas de um processamento digital de um CR 
partindo do seu dado bruto (A), passando pela detecção 
de bordas (B), calculando a área dos pixels ativos da 
imagem (C), segmentação (D), histograma associado (E), 
realce de contraste nos pixels ativos (F), aplicando curva 
LUT associada (G), calculando a área a ser colimada (H) 
e a concepção final da imagem com base nos 
parâmetros preestabelecidos para as etapas anteriores. 
A Figura 9 ilustra a sequência do proces-
samento de uma imagem desde a aquisição até a 
finalização e envio a uma impressora ou estação de 
trabalho. A seguir, a ilustração matemática [Figura 
10 (A)] de um dos processamentos aplicados sobre 
uma imagem, a saber, uma convolução para realce 
das bordas da imagem. A matriz da esquerda 
representa o kerne! relativo ao processamento 
desejado; no centro, a matriz da imagem adquirida 
(row data) e. a direita, o resultado final da operação 
realizada. A Figura 10 (B) mostra uma visão 
expandida da convolução de um dado kernel sobre 
uma matriz qualquer em que cada plano representa 
uma parte das etapas da convolução. 
No último plano, temos o resultado final da 
operação de convolução entre o kernel e a matriz. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 10 Convolução de matrizes com Kernel para 
realce de bordas 
 
A maioria das operaçõesmatemáticas nesta 
fase é realizada no chamado ―domínio de 
frequências‖, e não no domínio espacial (plano 
cartesiano), como estamos acostumados. Joseph 
Fourier (1768-1830), famoso matemático francês, 
descobriu em suas pesquisas que através de suas 
equações - transformadas em Fourier - podemos 
realizar processos de ajuste de contraste, realce de 
bordas, remover o fundo de uma imagem por meio 
con- volução espacial. Essas operações podem ser 
realizadas mais fácil e rapidamente se passarmos 
do domínio espacial, que é representado pela 
imagem convencional, para o domínio de 
frequência, em que os dados podem ser 
modificados na matriz da imagem por algoritmos 
que ele descobriu. 
 
 
3. Princípios físicos da 
imagem digital 
 
Em sistemas digitais de imagens médicas, as 
mudanças não se apresentam somente no sis-tema 
de captura, mas também na forma e nos métodos 
de avaliação. No entanto, a física da aquisição 
permanece a mesma. Novas variáveis passam a 
participar ativamente dos processos inerentes, 
trazendo maior número de informações e controles 
sobre a qualidade das imagens produzidas. É muito 
importante lembrar qué em sistemas digitais os 
cuidados e teorias variacionais (aquelas aplicadas 
a pacientes que se diferenciam do chamado 
―homem padrão‖ 
- indivíduo de l,70m, pesando 70kg) com os 
parâmetros aplicados na radiologia analógica 
permanecem ou até se acentuam. 
Os principais parâmetros físicos que devemos 
observar e analisar - cujos resultados devem, no 
mínimo, ser comparáveis ou iguais aos sistemas 
análogos - são: a resposta da exposição, latitude 
(dynamic range), resolução espacial, resolução de 
contraste, relação sinal-ruído (signal to noise ratio 
- SNR), eficiência quântica de detecção 
(detective quantum efficiency - DQE), dose de 
exposição, resolução do sistema (captura + estação 
de processamento + sistema de saída - output), 
algoritmo de amostragem (modulation transfer 
function MTF) e quantização (frequência de 
Nyquist). 
Sistemas digitais costumam ter velocidades de 
sistema entre 100 e 400, enquanto os sistemas 
analógicos podem, dependendo da combinação 
tela-filme, ter velocidades entre 100 e 1.000, sendo 
sistemas de velocidade 100 aqueles de alta 
resolução e os de velocidade 400, aqueles que 
atendem propositos gerais. 
Em sistemas digitais, as operações que 
dependem da imagem são todas independentes, 
pois esta é distribuída ao mesmo tempo para todas 
as etapas do processo, conforme apresentado na 
Figura I I. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 11 Fluxo de informação a partir 
da imagem digital, comparado com a analógica 
Os sistemas digitais, em geral, classificam as 
densidades do corpo humano em cinco categorias 
radiográficas: gás, gordura, fluido, osso e metal, 
respectivamente relacionadas a pulmão (ar), tecido 
mamário ou adipose, coração (80% de seu interior 
é preenchido por sangue), ossos e cálculos, 
próteses metálicas, obturações, etc. Essa 
segmentação serve para facilitar processamentos 
futuros, pois as características de densidade desse 
grupo são muito diferentes entre si. 
 
Básico 
Desejamos que a imagem radiografada seja 
análoga, seja digital, represente o objeto original da 
melhor forma e com a maior fidelidade possível. O 
que se busca na imagem é que ela se apresente 
com o contraste adequado, fornecendo uma 
densidade óptica representativa do objeto 
radiografado e, preferencialmente, com uma 
resolução igual ou superior à das patologias ou 
doenças que pretendemos avaliar. A obtenção de 
imagens de boa qualidade depende muito da 
técnica radiográfica selecionada pelo operador 
técnico e está inteiramente relacionada com a 
densidade e o contraste dela obtidos. Dos 
parâmetros apresentados, o contraste radiográfico 
é aquele cujo efeito permite visualizar as estruturas 
 
internas do corpo humano (tecidos). Dependendo 
das propriedades desses tecidos, tais como 
densidade (atenuação aos raios X), espessura e 
composição bioquímica, elas serão reveladas com 
diferentes tons de cinza em uma imagem 
radiográfica. O contraste está diretamente 
relacionado a essas diferentes densidades e 
categorias radiográfi- cas para cada tipo de tecido. 
A densidade óptica, segundo importante 
parâmetro, é a grandeza associada ao grau de 
enegrescimento da imagem radiográfica. Áreas 
escuras de uma imagem, em pixels de alta 
densidade óptica, são aquelas que representam 
tecidos de menor densidade (tecidos moles), 
enquanto as áreas mais claras, em pixels de baixa 
densidade óptica, representam os tecidos de maior 
densidade (tecidos ósseos). Observe que 
densidades opticas baixas representam densidades 
altas do tecido, e vice-versa. 
A resolução de uma imagem ou sistema digital 
pode ser definida como a capacidade de 
visualizarem, em pixe/s diferentes, estruturas do 
objeto que se encontrem muito próximas e/ou 
possuam diferenças acentuadas em seus 
contrastes, separados entre si na imagem (Figura 
12). A resolução é a habilidade de um sistema de 
registrar detalhes. A capacidade de separação das 
estruturas próximas do objeto dependerá também 
do contraste entre os objetos e o fundo. 
 
 
 
Figura 12 Resolução da imagem digital 
Sob o ponto de vista da técnica escolhida para 
a geração da imagem radiográfica, podemos dizer 
que a densidade depende tanto da energia 
(quilovolt - kV) quanto da quantidade (miliampère-
segundo - mAs) dos fótons incidentes. O contraste 
depende diretamente da quilovoltagem (kV) e da 
radiação secundária (espalhamento). Logo, tanto a 
densidade como o contraste de uma imagem 
continuam sendo controlados pelo quilovolt (kV), 
pelo miliampère-segundo (mAs) e pelas distâncias 
selecionadas no momento de uma aquisição. A 
diferença é que esses parâmetros - densidade e 
contraste da imagem - também poderão ser 
ajustados ou modificados eletronicamente através 
do processamento da imagem após sua aquisição. 
Uma boa notícia é que a tecnologia traz um 
excelente aliado para ajudar a garantir a qualidade 
das imagens de uma radiografia digital que 
acompanha cada imagem, individualmente. 
É um parâmetro digital que representa a média 
dos pixels de uma imagem e de seus respecti- vos 
desvios-padrão, considerando 80% da área da 
imagem, também definido como área dos pixels 
válidos, ajustado de forma matemática para cada 
fabricante e considerando as particularidades de 
cada sistema. Cada fabricante possui um método 
específico para calcular essa informação e também 
adota um nome diferente para esse índice. Entre os 
fabricantes de CR, esse parâmetro vem sendo 
definido como índice de exposição pela Kodak, IgM 
pela Agfa e sensitividade pela Fuji. 
Em sistemas digitais, o comportamento da imagem 
diante da técnica de aquisição escolhida muda em 
um aspecto: a qualidade de contraste e da imagem 
em si depende muito mais da quilovoltagem do que 
da miliampe- ragem-segundo. Imagens analógicas 
possuem uma dependência maior no produto 
corrente vezes tempo (mAs). Isso se deve ao fato 
de que a curva característica de sistemas digitais é 
diferente da curva de um sistema com filmes 
(Figura 13), no qual o sistema digital possui uma 
sensibilidade maior nas áreas de baixa exposição e 
 
baixa energia e, consequentemente, oferece maior 
latitude (dynamic range) à imagem. Além disso, o 
quilovolt é o responsável pela absorção diferencial 
dos tecidos, especialmente para exames realizados 
com grades, enquanto o sistema écran-filme é mais 
sensível à radiação dispersa de baixa energia. 
Essa característica operacional permite que 
possamos diminuir a dose nos exames, 
melhorando ainda mais a qualidade das imagens. 
A imagem radiográfica de qualidade ideal é aquela 
que permite ao radiologista observar 
adequadamente as variações dos tecidos e 
estruturas anatômicas. 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 13 Gráfico apresentando a curva 
sensitométricacaracterística de diversos filmes 
analógicos e a curva característica de um sistema digital. 
Para diferentes sistemas digitais, a diferença entre as 
curvas será eventualmente a inclinação da reta mas 
todos têm a mesma resposta linear com a exposição 
 
Processamento digital 
De posse de uma imagem obtida de acordo 
com as recomendações acima, podemos garantir 
que os parâmetros predefinidos no sistema para 
processamento da imagem capturada fornecerão, 
em 80% a 90% dos casos, imagens que não 
necessitam sequer passar por ajustes de brilho ou 
contraste antes de serem liberadas para seus 
destinos finais (lembramos que os parâmetros dos 
filtros são definidos para uma dada condição de 
contorno, ou seja, possuem limites, apesar de sua 
elasticidade em relação a sistemas analógicos). 
Trabalhar com um sistema digital dentro de suas 
condições operacionais garantirão aumento de 
produtividade de 20%, no mínimo, para um serviço 
radiológico, podendo chegar a 43% quando se trata 
de uma rotina analógica. 
 
Eficiência Quântica de Detecção (DQE) 
A Eficiência Quântica de Detecção, mais co- 
mumente chamada DQE, é a função de 
transferência que mensura as características da 
saída para um sistema comparado com sua 
entrada. DQE é a medida da eficiência entre a 
informação transferida e a transmitida, ou então a 
medida entre a Relação Sinal-Ruído (SNR) da 
exposição incidente sobre a informação da imagem 
original (Figura 14). Em condições usuais, a DQE é 
sempre menor que I, dados os muitos componentes 
imperfeitos dos diversos sistemas. Em um sistema 
ideal, a saída será igual à entrada. Logo, DQE = I. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 14 Equação do DQE considerando a relação 
sinal-ruído e o valor do sinal do objeto 
 
Na Figura 15(A) temos cinco curvas DQE 
distintas de sistemas geradores de imagem 
analógi-ca (filme InSight Kodak) com digitais (TFT 
com DR indireto - GE, TFT com DR direto - Hologic/ 
Lorad, e CR da Fuji, para raios X e mamografia). 
No gráfico (B seguindo a legenda de cima para 
baixo, temos quatro curvas de DQE, respectiva- 
mente, do sistema DR direto com TFT de selê- nio-
amorfo (Lorad), tecnologia CCD (Fischer), 
tecnologia DR indireto de TFT com lodeto de Césio 
 
(GE) e sistema écran-filme azul. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 15 Gráficos do comportamento da DQE entre 
diferentes tecnologias digitais e tipos de filmes 
 
Função Transferência de Modulação (MTF) 
A Função Transferência de Modulação (MTF), 
ou Modulation Transfer Function, é uma curva 
utilizada para, em um sistema de imagem ou nas 
várias partes do sistema, medir a capacidade de 
reproduzir a informação recebida. E uma forma de 
medir indiretamente a resolução. Uma MTF com 
valor igual a I significa que o sistema conse gue 
entender e armazenar 100% das informações 
recebidas. Se MTF = 0, significa que nenhuma 
informação conseguiu ser guardada nem será 
reproduzida. E uma grandeza importante para 
comparar vários sistemas. 
Abaixo podemos ver as curvas de medidas da 
Função Transferência de Modulação dos quatro 
sistemas digitais que serão apresentados no item 5. 
A Função Transferência de Modulação foi medida 
em unidades individuais de cada tecnologia e não 
são, necessariamente, representantes da melhor 
performance. A MTF varia consideravelmente entre 
os diferentes sistemas, em razão das diferenças 
entre os tamanhos dos detectores e também 
porque as fontes de sinal são diferentes. 
Na Figura 16 (A) temos um gráfico com os 
dados de dois sistemas écran-filme (SF = sistema 
filme e SF-mammography = sistema tela- filme de 
mamografía). Há também o CR e o DR indireto (I 
OOfum). Já na Figura 16 (B), temos um gráfico com 
os seguintes sistemas digitais para mamografía: 
detector Tipo I - Detector flat panel de fósforo de 
lodeto de Césio (Csl) composto de silício amorfo e 
uma larga matriz de fotodiodos de transístores de 
filme fino (TFT) para leitura: Tipo 2 - Fósforo de 
lodeto de Césio (Csl) composto por matriz de CCD 
(charge-couple device). A matriz do detector 
alongado e um feixe de raios X colimados varrem a 
mama em conjunto para adquirir a imagem; Tipo 3 - 
placa de fósforo fotoestimulável com sistema de 
dupla leitura; Tipo 4 - detector flat panel de 
conversão direta composto por selênio-amor- fo 
(Se-a), conjugado com matriz de eletrodos tipo 
switch e fotodiodos de transístores de filme fino 
(TFT). Na curva (C) temos mais dois sistemas 
novos, o CR da Fuji para raios X e o filme InSight 
da Kodak. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 16 (A) O diagrama apresenta quatro tipos de sistema: SF é filme plano, SF mammography é o filme 
mamográfico e o TFT Digital é o direto (Lorad). (B) O diagrama apresenta quatro tipos de sistemas digitais para 
mamografía. Tipo I: detector utilizado pela GE em seu sistema de mamografía digital DR indireto. Tipo 2: detector 
utilizado pela Fischer em seu sistema de mamografía digital DR indireto. Tipo 3: detector utilizado pela Fuji em seu 
sistema CR para mamografía. Tipo 4: detector flat panel de conversão direta composto por selênio-amorfo (Se-a) 
utilizado pela Lorad/Hologic em seu sistema de mamografía digital DR direto. (C) Temos cinco curvas diferentes, sendo 
uma amostra preestabelecida pela MTF 
 
Relação sinal-ruído (SNR) 
Ruído é um sinal continuamente presente nos 
sistemas de imagens, especialmente nos digitais, 
por conta da eletrónica, que reduz nossa 
capacidade de entender o sinal. Está sempre 
presente nas imagens digitais. Quanto menor o 
ruído, maior a relação sinal-ruído e melhor a 
qualidade da imagem obtida (contraste). O ruído 
será mais prejudicial para objetos cuja relação de 
contraste em seus tecidos é baixa. Ele é o fator 
mais importante quanto à limitação dos sistemas. 
 
* Ruído Quântico Equivalente (NEQ) 
 
 
* Efetivo: número de fótons no 
processo de formação da imagem 
Figura 17 Fórmula do Ruído 
Quântico Equivalente 
São fontes de ruído: moteado quântico, ruído 
eletrónico e mecânicos do sistema, ruído dos 
processos de amostragem e quantização, anatomia 
do paciente e estruturas fixas, bem como grades ou 
outras partes do sistema. 
A relação sinal-ruído pode ser utilizada para 
descrever a detectabilidade de um objeto par-ticular 
sobre uma condição de exposição especificada. 
Como muitos objetos possuem um contraste 
relatívamente baixo em suas estruturas, ruídos de 
alta frequência diminuirão o DQE na região de 
frequências úteis da imagem digital. Provavelmente 
o impacto nas imagens clínicas não será muito 
grande, a exceção de sistemas que usam grades 
estacionárias, caso que abordaremos mais adiante, 
pois nessa situação, inevitavelmente, a imagem 
apresentará como resultado final o efeito Moiré. A 
profundidade em bits ou bytes necessária para o 
pixel possui estreita dependência com a latitude da 
imagem, os níveis de ruído e os métodos de 
amplificação do sinal. 
Em 1948, Albert Rose desenvolveu uma teoria 
sobre a capacidade de detecção de sinal e chegou 
à seguinte fórmula: 
SNR2=C2.N.A 
onde SNR é a Relação Sinal-Ruído (:signal to 
noise ratio), Céo contraste buscado, N é o número 
de fótons detectados divididos pela área do 
detector, e A é a projeção da área do alvo no 
detector. Na Figura 18, vemos a famosa imagem 
 
que Rose usou na demonstração de suas teorias. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 18 Imagens de Albert Rose com as diferenças 
entre os sinais de sua equação 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
4. Histórico 
 
O fenômeno da luminescência fotoesti- mulada, 
ocorrência em que o fósforo libera energia 
armazenada na forma de luz visível quando 
reexcitado por radiação infravermelha ou mesmo 
luz visível, ou outrostipos de onda eletromagnética, 
é conhecido há séculos, mas nunca chamou a 
atenção dos cientistas até que, em 1603, foi 
descoberta a pedra de Bolonha, na Itália. A 
desexcitação óptica somente foi descrita pela 
ciência em 1867. Em 1926, Hirsch propôs um meio 
de reter a imagem fluorescente por um período 
prolongado usando placas de fósforo para 
armazenar a imagem. Bastava aquecer a placa 
para poder observar em um quarto escuro a 
imagem armazenada ou para expor um filme. A luz 
vermelha servia para apagar a imagem, de forma 
que a placa de fósforo poderia ser reutilizada. 
Em 1941, W. E. Chamberlain colocou em 
perspectiva a necessidade de se ter um sistema 
que intensificasse a imagem fluoróspica, 
enfatizando como era limitante ter-se uma 
quantidade de luz tão pequena em telas fluo- 
roscópicas. Logo em seguida Irving Langmuir, um 
físico da General Electric, recebeu a patente por 
desenvolver um dispositivo capaz de intensificar 
opticamente a imagem fluoros- cópica. Mas, 
somente em 1948, o primeiro dispositivo foi 
fabricado comercialmente. Por volta dos anos 50, o 
uso de televisores começou a fazer parte dos 
sistemas fluoroscópicos, eliminando, então, os 
sistemas com espelhos ópticos e transformando a 
tecnologia mais amigável aos operadores. 
O uso do fósforo foi se desenvolvendo 
largamente nas aplicações ópticas com fluoros- 
cência e luminescência até que, em 1975, a 
Eastman Kodak Company patenteou o primeiro 
sistema de escaneamento de placas de fósforo 
utilizado para armazenar imagens, com capacidade 
de reutilização. Logo em seguida, vendeu a patente 
no mercado aberto por verificar que o custo dessa 
tecnologia era incompatível com os processos e 
 
 
custos do sistema então em uso, o écran-filme, que 
tinha sua relação custo-benefício extremamente 
bem estabelecida e com uma qualidade impecável. 
Em 1980, a Fuji patenteia um sistema CR com 
placas fotoestimuladas à base de fósforo, utilizadas 
para armazenar imagens originadas por um feixe 
de raios X. Essa imagem latente, por sua vez, era 
liberada através da exposição da placa de fósforo 
ao receber a incidência de luz laser de hélio-
neônio. Em 1981, temos a primeira aparição de 
imagens de um sistema CR gerado pelo sistema 
FCR - Fuji Computed Radiography (FCR®) no 
Congresso Inter-nacional de Radiologia em 
Bruxelas (Bélgica). Em 1983, comercializa-se o 
primeiro sistema de CR utilizando a tecnologia de 
placas de fósforo pela Fuji, modelo FCR 101. No 
final dos anos 80, a comunidade médica começa a 
aceitar a tecnologia digital e então, em 1992, a 
Eastman Kodak Company lança seu primeiro 
sistema CR comercial (modelo KESPR 400). 
Somente em 1994 a Agfa-Gevaert N.V. introduz no 
mercado seu próprio sistema CR. Outras empresas 
entram no mercado com produtos CR; algumas 
com tecnologias próprias, como a Orex, e outras, 
com tecnologia mista, como a Philips, que utiliza o 
sistema leitor da Fuji, mas o sistema de 
processamento das imagens da própria empresa. 
No Brasil, o mercado de CRs se restringe mais 
fortemente à Kodak, à Fuji e à Agfa, mas, 
mundialmente, a presença da Cânon, Konica e 
Philips é mais marcante, mantendo-se as três 
primeiras na liderança mundial. 
O primeiro DR aparece somente em 1993 em 
um sistema pouco desenvolvido, o Thora- vision, da 
Philips. O sistema já utilizava a tecnologia de 
selênio-amorfo, mas o sistema tinha limitações 
geométricas. Em 1995, um prático dispositivo flat 
panel chama atenção: o diodo de filme-fino (TFT) 
aparece no mercado em composição com duas 
tecnologias diferentes - matrizes detectoras de 
silício-amorfo e matrizes detectoras de selênio-
 
amorfo. Enquanto algumas empresas apostavam 
suas fichas nas tecnologias amorfas, acopladas a 
diodos de filme-fino, outras passaram a apostar em 
outras tecnologias. Uma das que acabaram se 
destacando foi o Charge-Couple Device (CCD). No 
segundo semestre de 1997, a Fuji introduz um 
sistema de CR com leitor de quatro gavetas e 
estações de trabalho com hardware baseado em 
sistemas PC. Seguindo essa filosofia, em 2001 a 
Kodak introduz um modelo para leitura de oito 
cassetes e a Agfa, um sistema para leitura de dez 
cassetes em um mesmo equipamento. Por volta de 
2004, a Fuji lança um sistema diferente de 
tecnologia própria: a dupla leitura (dual-side 
reading) do modelo FCR XG5000/Profect CS. 
Hoje estão consolidadas mundialmente, na 
América Latina e no Brasil (veja Figura 19), as 
tecnologias CR com resolução delOO/im e 50/im 
(esta última para uso em serviços de mamografia) 
e, entre as tecnologias de captura DR, a de silício-
amorfo e selênio-amorfo, mais fortemente que o 
CCD. 
Hoje os sistemas digitais médicos representam 
uma fatia cujos investimentos beiram US$ 5 
bilhões, sendo cerca de US$ 7 bilhões apenas nos 
EUA 47% do mercado). No Brasil, estima- -se que 
esse mercado represente investimentos da ordem 
de USS 75 milhões, perfazendo 0,5% do mercado 
mundial. Cerca de 67% dos serviços radiológicos 
no mundo já estão digitalizados; destes, os serviços 
de radiodiagnóstico respondem por 75% e os 
Ttamograficos, 25%. O país que registra a maior 
marca de conversão da tecnologia analógica para a 
digTtal e o Japão, com mais de 95% dos serviços 
diagnósticos com sistemas CR ou DR. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 19 Distribuição de sistemas CR e DR 
no mercado mundial (MEDTECH, 2005). 
 
O padrão DICOM 
Não bastava a tecnologia radiográfica entrar na 
era digital. Para a solução atingir o sucesso 
esperado, era necessário que as modalidades se 
comunicassem entre si. Durante décadas, 
equipamentos médicos e sistemas diagnósticos, 
como estações de trabalho, servidores de 
armazenamento e distribuição, somente podiam se 
comunicar entre si se as partes do sistema e as 
modalidades fossem todas do mesmo fabricante. 
Em 1984, um comité formado pelo Colégio 
Americano de Radiologia (ACR) e por membros da 
National Electrical Manufacturer’s Association 
(NEMA) definiram em parceria um protocolo-padrão 
de comunicação para troca de informações entre 
equipamentos eletromédicos. Esse padrão é o 
ACR-NEMA Digital Imaging and Communication in 
Medicine (DICOM), que em 1996 teve sua estrutura 
concluída e, após essa data, passou a ser adotado 
por quase todas as empresas fabricantes de 
equipamentos eletromédícos do mundo, dentro e 
fora da Radiologia. O protocolo de comunicação 
DICOM padroniza somente trocas de dados sobre 
imagens médicas digitais e informações associadas 
para dentro ou fora de equi-pamentos de imagem, 
sejam elas modalidades radiodiagnósticas, 
sistemas de arquivo (Picture Archiving and 
 
Communication System - PAC), visualização 
(estações de trabalho) ou impressão (o HL7 é o 
equivalente DICOM para troca de informações 
demográficas, laudos e todo tipo de texto na área 
médica). 
Para os equipamentos que nasceram antes da 
era DICOM, existem interfaces capazes de coletar 
e transformar uma imagem médica analógica no 
formato DICOM, mas algumas infor-mações 
perdem características nesse processo de 
transformação. Por exemplo, um exame de um 
tomógrafo convencional terá suas imagens 
convertidas, mas não poderá converter a 
informação da posição para o DICOM, o que 
permitiria realizar uma reconstrução 3D. Isso 
porque esse tipo de equipamento não gerava essa 
qualidade de informação em formato passível de 
―tradução‖. Dessa forma, conseguimos garantir que 
tanto equipamentos novos como antigos possam 
fazer parte de uma rede interna ou de 
telerradiologia DICOM, realizando toda e qualquer 
comunicação entre equipamentos médicos de 
imagem, onde quer que se encontrem, dentro ou 
fora de uma instituição ou departamento 
diagnóstico por imagem. 
As principais funcionalidades do protocolo 
DICOM são: 
♦ Comunicação do paciente através de 
sistemas de informação médica, agendamento 
(worklist)e outras tarefas com eqúipamentos 
geradores e armazenadores de imagem 
♦ Realização de procedimentos de querying 
and retrieve (busca e apreensão) de estudos ou 
imagens de um dado paciente 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
♦ Gerenciamento e otimização das 
impressoras de filmes conectadas a uma rede de 
comunicação interna 
♦ Garantia da transferência das imagens dos 
estudos de sistemas, como tomografia 
computadorizada, ressonância magnética nuclear, 
ultrassonografia, medicina nuclear, radiografia 
computadorizada, angiografia digital, radiografia 
digital, scanner de filmes e outros sistemas 
(endoscopia, métodos gráficos, patologia, etc.) 
♦ Intercomunicação entre sistemas geradores 
de imagem (acima) e sistemas de arquivamento 
(PACS), redes de transmissão via intra ou internet, 
centrais de armazenamento de dados (data 
centers) e sistemas de informação hospitalar (HIS) 
ou radiológicos (RIS), ou ainda suas eventuais 
variantes específicas (LIS, CIS, PIS, EPR, IHE, 
etc). 
 
 
 
 
 
 
 
 
5. Tecnologias digitais 
 
Seguindo o conceito de que uma imagem digital 
(sistemas DX) é formada por bits e bytes, a 
variedade de soluções de aquisição de imagens 
médicas digitais diferentes entre si e que, por 
consequência, fazem parte da classificação 
―sistemas DX‖, podem ser divididas em tecnologias 
de sucesso. Cinco são as tecnologias que 
superaram suas etapas embrionárias e a 
dificuldade de vencer um sistema (écran-filme), que 
fora desenhado para preencher por completo o 
fluxo de trabalho de um departamento ou serviço 
de radiodiagnóstico por imagem. Uma grande 
variedade de sistemas e soluções foi apresentada à 
estrutura diagnóstica médica em apenas duas 
décadas, cada qual revelando vantagens e 
desvantagens de como a tecnologia se ajusta à 
realidade individual de cada instituição. Por isso, 
não há a melhor nem a pior tecnologia, é 
necessário analisar cada uma quanto à realidade e 
às necessidades individuais. Mesmo as mais 
antigas podem, dependendo da situação, servir 
como solução viável e adequada. 
Cada uma dessas tecnologias difere quanto ao 
tipo de detector, componentes periféricos, 
integração do sistema com os equipamentos de 
raios X ou dedicação total a eles, interface com 
outros sistemas médicos, tais como PAC, Hospital 
Information System (HIS), Radiological Information 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
System (RIS) e, por conseguinte, os investimentos 
associados são muito diferentes, podendo variar de 
US$ 50 mil a US$ 500 mil. Os sistemas e soluções 
também podem se ca- racterizar por serem 
modulares ou não. 
Esses são os sistemas a que nos referimos: 
captura por um intensificador de imagens digitais 
de origem fluoroscópica ou radiográfica (também 
chamados sistemas DF, DSA, XA, DS), placas de 
vídeo ou outras interfaces de captura analógico-
digital (OT), por digitalização de uma película de 
filme escaneadas (film digitizer - FD), por captura 
digital de uma placa de fósforo (CR), ou ainda pela 
captura direta (DR). Esta última pode ser de origem 
direta ou indireta e as três últimas - scanner, CR e 
DR - possuem tecnologias muito diferentes, 
considerando cada um dos diferentes fabricantes 
dessas tecnologias. 
Normatizando a nomenclatura dos sistemas de 
imagens radiográficas digitais para melhor en-
tendimento da abordagem que iremos apresentar, a 
Tabela 3 traz uma classificação em função da 
tecnologia associada para DX, da resolução e 
qualidade das imagens digitais fornecidas: 
 
 
 
 
 
 
 
 
Sistema intensificador de imagem 
Por mais de duas décadas esse sistema foi 
utilizado em todas as possibilidades diagnósticas 
que faziam uso da fluoroscopia. Ainda hoje esse 
tipo de sistema possui grande aplicação, como em 
sistemas de*angiografia ou cinecoronariografia 
digital, exames em centros cirúrgicos e em 
equipamentos radiográficos mais sofisticados para 
exames contrastados. Dotado de uma excelente 
relação sinal-ruído, seu funcionamento se resume a 
um tubo detector que, em sua entrada, possui uma 
tela de fósforo que fluoresce ao receber radiação X 
nela incidente. Logo em seguida, essa radiação, 
transformada em luz, é convertida por um 
fotocatodo em pulso elétrico, que, por ser de 
baixíssima intensidade, é amplificado (intensificado) 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
por um conjunto de PMT (coletores 
fotomultiplicadores) para que o sinal seja forte o 
bastante para gerar no sistema óptico de saída 
uma imagem capturável pela câmera acoplada. Na 
saída do tubo intensificador de imagem fica 
acoplada uma cãmera de vídeo ou uma câmera 
CCD. O sinal coletado nas cameras, seja qual for, 
passa então por um conversor AD e daí a 
informação alimenta a entrada de uma TV ou 
monitor digital. A Figura 20 ilustra as etapas do 
sinal originado por esse tipo de sistema, a que 
denominamos Fluoroscopia Digital (DF). 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 20 Componentes básicos do sistema de imagem da Fluoroscopia Digital. O intensificador de imagem 
influencia parâmetros de exposição, mantendo fixa a taxa de exposição. Os dados da imagem são digitalizados e 
armazenados na memória. LUTs (look up tables) são utilizadas para controlar automaticamente ajustes do sistema de 
visualização da imagem 
 
 
As câmeras CCD empregadas nesse tipo de 
sistema costumam ser de alta resolução, com 
matrizes de, no mínimo, I0242 ou 20482. Os tubos 
intensificadores de imagem podem ter 32cm ou 
40cm de diâmetro. Quanto maior o diâmetro, maior 
a quantidade de informação capturada, mas por 
conta do risco de distorções geométricas, esse tipo 
de detector deve sempre ficar o mais próximo 
possível do objeto a ser radiografado. Esse tipo de 
tecnologia costuma adquirir suas matrizes de 8-12 
bits de profundidade, utilizando o método de 
amplificação logarítmica. Sua resolução pode variar 
de 100/im a 700/im. 
 
Scanner de filmes (film digitizer) 
 
Outra forma de obter imagens digitais é 
escanear imagens geradas em filmes 
convencionais através de sistemas de 
escaneamento de alta resolução. Essa tecnologia 
permite a obtenção de imagens de forma rápida e 
sem modificações na rotina operacional dos 
operadores técnicos. Nesse sistema, a imagem, 
após escaneada, pode ser manipulada ajustando-
se seu contraste e brilho (window & level) e, em 
alguns casos, por algoritmos que podem modificar 
a imagem de forma a obter um realce melhor das 
informações. A resolução da imagem digital, nesse 
caso, será a resolução do sistema escaneador. 
Mesmo que a imagem original do filme possua uma 
resolução superior à do scanner, a imagem digital 
estará limitada à resolução do sistema digitalizador. 
Com o uso de um bom scanner, a qualidade da 
imagem digital estara limitada somente pela 
qualidade da informação contida no filme. O uso de 
uma imagem convencional em filme terá como 
limitação principal o tamanho do grão da emulsão 
do filme, que afetara a imagem digital mais 
intensamente na região das frequências espaciais 
altas, onde a modulação da informação da imagem 
é baixa, comparada com seu ruído. Aumentar o 
contraste na região do ―pé‖ ou ―ombro‖ da curva 
sensitométrica, possivelmente ampliará o ruído 
nessas duas regiões de forma inaceitável. Por esse 
motivo, essa tecnologia não foi aceita para uso na 
prática clínica, sendo apenas utilizada como 
suporte de transferência para sistemas CAD ou 
armazenamento não diagnóstico do histórico do 
paciente. 
 
Radiografia computadorizada (CR) 
 
Atualmente, os sistemas de radiografia 
computadorizada (CR) são os que possuem a 
maior abrangência e leque de soluções. Eles são 
pequenos, rápidos e de baixo custo. Baseado nos 
princípios da luminescência fotoestimulada, sua 
operação é idêntica à do sistema écran-filme 
quanto à aquisição de imagens. Sua estrutura uti-
lizaplacas de imagem de fósforo fotoestimulável 
(Photostimulable Storage Phosphor - PSP) 
associadas a um hardware e um software, que são 
os responsáveis pela aquisição, processamento e 
disponibilização da imagem radiográfica. Nesse 
sistema, a placa de fósforo - tipicamente fluoro- 
bromido de bário (BaFX:Eu2+, onde X pode ser Br, 
Cl ou I. Br e I) são os haletos mais utilizados nessa 
tecnologia. Algumas placas contêm misturas 
desses ou outros elementos em proporções 
específicas e armazenam a energia da radiação X 
transmitida através do paciente, criando uma 
imagem latente formada por elétrons ―armadi- 
Ihados‖ dentro da estrutura cristalina da placa. 
Após a exposição à radiação X, a placa passa por 
uma leitora que faz sua varredura, fazendo incidir 
sobre ela um feixe de laser de comprimento de 
onda próximo ao vermelho. Os escaneadores 
manobram o feixe sobre a placa através de defle- 
tores e lentes do conjunto óptico do laser, de forma 
que toda a superfície da tela é ―varrida‖ por eíe. O 
laser permanece estacionário no sistema; o que se 
move é seu feixe, fazendo uma varredura em um 
único plano (a maioria usa varredura horizontal, 
mas há aqueles que utilizam outros tipos de 
varredura, como a polar, por exemplo), enquanto a 
placa se move no outro plano para completar o 
 
movimento (Figura 21). 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 21 Ciclo interno ao CR de uma placa de imagem 
(IP) em processo de leitura e conversão dos dados 
 
Nesse ponto, a energia armazenada é liberada, 
provocando a emissão de luz com comprimento de 
onda menor que o usado na varredura (verde, azul 
ou ultravioleta). Por causa do fenômeno da 
luminescência fotoestimulada, a intensidade da luz 
emitida é proporcional à quantidade de radiação 
absorvida pela placa de fósforo. A luz estimulada 
emitida pela placa é coletada por um sistema óptico 
e filtrada para remover a luz do laser espalhada e 
demais ruídos luminosos do sistema. Um conjunto 
de tubos fotomultiplicadores (PMTs) ou fibras 
ópticas é usado para converter a luz coletada em 
sinal elétrico. Este, por sua vez, é ―amostrado‖ e, 
em seguida, amplificado. 
 
 
 
 
 
Ainda nessa sequência, o sinal é digitalizado 
através de um conversor analógico-digital (ADC), 
sendo, em seguida, armazenado em uma matriz 
digital. Um processamento da imagem analisa os 
dados digitais brutos adquiridos, localizando as 
áreas úteis da imagem (histograma dos pixels 
ativos) e, conforme a região anatômica 
radiografada, gera uma escala de tons de cinza 
correspondente (pixel code value) à aparência de 
um filme analógico (Figuras 22 e 23). A placa de 
fósforo então recebe uma luz de altíssima 
intensidade para apagar sua imagem residual e é 
devolvida por processos mecânicos para que possa 
ser reutilizada. A imagem digital finalizada pode ser 
manipulada, visualizada na tela de uma estação de 
trabalho (por exemplo, computador dedicado a fins 
médicos), impressa em filmes laser ou papel, 
armazenada em sistemas de arquivo digital, 
distribuída via intra ou internet, enviada através de 
uma rede específica para telerradio- logia e 
quaisquer outras possibilidades cabíveis a uma 
imagem digital (Figura 23). 
Como essa tecnologia ainda é nova para nossa 
realidade, persiste a necessidade de compreender 
mais profundamente tanto a tecnologia como seus 
processos, e a forma como estes afetarão a rotina 
operacional de técnicos em radiologia, 
radiologistas, físicos e até pacientes, para que 
todos possam extrair o melhor dela, otimizando 
seus recursos ao máximo (aliás, CRs já convivem 
conosco desde 1984, quando o primeiro 
equipamento chegou ao Brasil; este, porém, só 
começou a alcançar uma posição significativa nos 
últimos cinco anos). O acompanhamento e controle 
de qualidade rotineiros da performance do sistema 
devem ser estabelecidos tanto para o CR como 
para seus dispositivos. Investimentos na contínua 
educação dos profissionais envolvidos 
 
 
 
 
 
 
 
 
nessas atividades também são necessários. Neste ano será concluído um traoalho realizado com primazia 
pela Associação Americana de Física Médica (AAPM), sob a coordenação do Grupo de Trabalho # 10, 
responsável por elaborar normas e padrões de controle de qualidade para sistemas digitais, um projeto que 
levou mais de 10 anos para ser concluído e que se apresenta como modelo para a adoção de padrões 
internacionais. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 23 Cadeia esquemática do fluxo de uma placa de imagem (IP) de um sistema CR 
 
Os benefícios oriundos dessa nova tecnologia 
para a área de diagnóstico por imagem são muitos, 
dentre os quais: 
♦ Redução do número de repetição de 
exames (a imagem digital obtida com esse sistema 
pode ser, na maioria das vezes, trabalhada, de 
modo a compensar problemas de exposição, 
evitando-se a necessidade de reexposição do 
paciente em cerca de 40% dos casos) 
♦ Redução da dose de exposição no paciente 
devido ao fato de sistemas digitais permitirem a 
modificação da técnica de aquisição. Esse 
rastreamento é suportado pelo chamado ―índice de 
exposição‖, composto de valores mensurados em 
função da exposição média incidente na placa de 
imagem 
♦ Tratamento da imagem pós- 
processamento (escala de contraste) 
♦ Possibilidade de armazenamento e 
distribuição da imagem digital via rede/internet 
(sistema PACS) 
♦ Redução de custos (menos filmes perdidos, 
menor tempo em sala, menor desgaste do 
equipamento, etc.). 
Vale lembrar que uma das características mais 
importantes no sistema CR é que a curva carac- 
terística da placa de fósforo relativa à exposição 
incidente é linear e possui uma elevada latitude 
(dynamic range - Figura 13). Para a tecnologia CR, 
tanto o meio de aquisição (PSP) como o de 
visualização (estação de trabalho ou filme) são 
independentes, apesar de interdependentes no 
processo diagnóstico. 
Diferenças entre os fabricantes de CR 
Muitos são os fabricantes de CR: Kodak, Fuji, 
Agfa, Konica, Cânon, Orex, CR Computers e 
outros, de menor expressão. Os três maiores no 
mercado mundial e no Brasil são Kodak, Fuji e 
Agfa. Atç agora pode-se dizer que havia três focos 
claros e distintos entre essas empresas. Enquanto 
 
a Kodak possui um sistema bastante voltado para a 
produtividade radiológica e o gerenciamento do 
fluxo de produção, a Fuji apresenta como 
caracterís- tica marcante o fato de seu sistema 
adquirir imagens sem necessidade de mudar a 
técnica radiográfica utilizada no sistema 
convencional, o que é uma vantagem para os 
técnicos que operam o sistema. Já a Agfa tem seu 
foco na apresentação da imagem impressa 
(recurso chamado smart print), que, para a 
realidade europeia e brasileira, é muito 
interessante. 
Observando inicialmente um único fabricante de 
sistemas CR, verificamos que pode haver mais de 
um tipo de placa de fósforo para diferentes 
aplicações. Por exemplo, a Kodak possui para as 
gerações de placa atuais (4- geração) três tipos de 
placas: GP - propósitos gerais, HR - alta resolução 
e EHR - alta resolução realçada. Ainda existe um 
projeto para o lançamento de um outro tipo de 
cassete. Apesar de todas as placas de fósforo 
serem confeccionadas sobre uma base flexível, há 
aquelas que são fixadas sobre uma superfície 
rígida, o que confere maior durabilidade aos 
cassetes, enquanto outras estão livres para 
adequar sua estrutura de leitura (Figura 24). Dessa 
forma, percebemos que os cassetes de cada 
fabricante possuem uma vida- média muito 
diferente. Há aquele cujas placas têm cerca de 
90.000 leituras de vida-média, enquanto outros 
ficam por volta de 50.000 e 35.000, 
aproximadamente, considerando os três maiores 
fabricantes. As tecnologias das placas de fósforo 
estão intrinsecamente ligadas às demais partes do 
processo de formação de imagem de um CR - 
hardware (largurado laser, entre outros), software 
(processamentos), relação sinal-ruído, parâmetros 
de medidas e outros. Portanto, têm também 
estruturas bastante distintas entre si. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Cada parte formadora de um sistema CR é 
compatível apenas com o próprio sistema e 
concebida para se integrar de forma a maximizar o 
resultado final: a imagem digital. Isso se justifica 
porque não adianta tentar utilizar a placa de fósforo 
de um sistema em outro concorrente, pois não será 
possível sequer obter uma imagem. 
Outra variável importante é a grandeza res-
ponsável por quantificar a exposição na placa de 
imagem, que, por sua vez, pode e deve ser as-
sociada a qualidade de imagem, além de conter 
informação relativa à quantidade de radiação 
incidente capturada. A Kodak chama esse parâ-
metro de índice de Exposição (Exposure Index -EI). 
Este e diretamente proporcional ao logaritmo da 
exposição. Esse fabricante recomenda que seus 
valores estejam entre 1.850 e 2.000 unidades para 
cada aquisição radiográfica. Já a Agfa o chama de 
IgM, que também é proporcional ao logaritmo da 
exposição, e recomenda que seus valores estejam 
 
entre 1.8 a 2,2 unidades. 
A Fuji adota o termo Sensitividade (S), que é 
inversamente proporcional à exposição incidente e 
recomenda que seus valores estejam entre 180 e 
220 unidades. Esses valores são padrão para 
qualquer tipo de imagem gerada em chassis de 
propósitos gerais (GP). Pelo fato de exigir outro tipo 
de cassete (de maior resolução), as mamografias 
possuem outros valores de referência (de 2.400 a 
2.500 no caso da Kodak, por exemplo). Apesar da 
variável representar a mesma informação física, ela 
é tratada matematicamente de forma diferente 
entre os fabricantes, apresentando resultados 
numéricos que, para serem comparados, devem 
considerar essas diferenças. 
Outras diferenças também devem ser con-
sideradas, como tempo de leitura dos cassetes, 
uptime do sistema, dose equivalente, capacidade 
de armazenamento, flexibilidade e possibilidades 
nas configurações, sobretudo os processamentos 
especiais que cada fabricante oferece (EVR PEM, 
Musica 2, CLAHE - Figura 25). 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 25 Imagens digitais somente com processamento básico (Tone Scaling - Kodak e Standard Processing - 
Agfa) e com processamento do software “realce de visualização com autobalance” (EVP - Kodak e Música - Agfa), que 
mantém elevado o contraste da imagem digital, ampliando também a latitude 
 
Além dos sistemas convencionais para uso com 
sistemas de raios X, existem aqueles cujas 
propriedades e características são desenhadas 
para o uso dedicado de algumas submodalidades, 
como a ma- mografia, e aqueles com ferramentas e 
softwares específicos para uso em Radioterapia, 
Odontologia e Medicina Veterinária. Há variantes 
desenhadas para uso em centros cirúrgicos e até 
sistemas móveis para atendimento domiciliar ou 
nos leitos. Nem todos os fabricantes possuem 
todas as ferramentas; por isso, convém ficar atento 
às diferenças e suas aplicabilidades e, através de 
uma análise profunda, realizar um planejamento 
adequado antes de migrar da tecnologia 
convencional para a digital, pois as necessidades 
de cada instituição são específicas. 
 
CR de mamografia 
Um sistema CR para mamografia opera da 
mesma forma que um sistema de mamografia 
convencional, bastando realizar a troca dos 
cassetes analógicos pelos digitais. Nessa 
mudança, passa-se a ter uma solução cuja 
absorção da exposição incidente aumenta entre 
10% a 30%. O ajuste (tuning) das imagens digitais 
é um procedimento específico em cada exame. 
Não há uma regra geral, apesar de os 
processamentos (básicos ou específicos) estarem 
 
presentes em todas as imagens. Há de se avaliar 
imagem por imagem, individualmente, após a 
aquisição. Em geral, na mudança de tecnologia, o 
ajuste do phototimer (Automatic Exposure Control - 
AEC) traz melhor resultado se houver redução do 
miliamperesegun- do (mAs) do exame e a elevação 
do quilovolt (kVp) em IkV acima do padrão de 
aquisição em relação ao sistema tela-filme. 
Além desses detalhes importantes, quando 
tratamos de sistemas digitais que visem o uso na 
área de mamografia, basicamente o fator 
dominante na qualidade das imagens é a 
resolução. Para os sistemas CR, apenas dois tipos 
de sistemas são encontrados: um com resolução 
de 100/Jm (10 pixels/mm) e outro com 50/im (20 
pixels mm). Desses dois tipos, somente aqueles 
com 50pm (20 pixels/mm) de resolução tém se 
apresentado como adequados ou com capacidade 
diagnóstica se-melhante a realizada em sistemas 
tela-filme. Alem dessa resolução, necessária para 
captar microcalcificações tênues, como é comum 
na mamografia, processamentos específicos e 
cassetes dedicados também são necessários nas 
soluções que visem essa aplicação. Um dos 
fabricantes mencionados apresentou cassetes 
dedicados somente a partir de 2005, fato relevante, 
considerando que os outros dois concorrentes já 
possuem soluções para essa aplicação desde 
2003. 
Temos a recente certificação da Fuji com a 
acreditação do Food and Drug Administration - FDA 
(órgão certificador máximo nos Estados Unidos, 
equivalente à ANVISA no Brasil) apenas para o 
sistema de 50/im em mamografia, nos EUA (a Fuji 
Inc. comercializa sistemas nas duas resoluções 
acima apresentadas). A Kodak, que só comercializa 
sistemas com resolução de 50/im e entrou no 
programa de Pré Market Approval (PMA) do FDA 
seis meses após a Fuji, recebeu sua certificação no 
início de 2007. 
Algumas soluções mais antigas (100/im) podem 
ser migradas para as mais modernas (50/im) e 
outras não. Essa é uma característi- ca importante 
a que se deve estar atento ao migrar para sistemas 
digitais, especialmente porque as empresas 
continuam suas pesquisas em direção ao 
desenvolvimento de tecnologias com resolução 
superior a 50/im. Indepen- dentemente da solução 
que uma instituição venha a adquirir hoje, ela 
estará garantindo sua capacidade de acompanhar 
a evolução tecnológica, que acontece a uma 
velocidade espantosa. Quem tem a ganhar com 
essa possível conquista é o consumidor. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
mesma compressão e técnica de aquisição. A imagem da 
esquerda é uma imagem do CR850 (Kodak) de 50/im; a 
da direita equivale ao filme MinR 2000. (B) Imagens 
digitais do sistema FCR 5000MA (Fuji) com sua 
apresentação-padrão (exame completo – quatro imagens 
superiores), inversão da imagem (imagem inferior 
esquerda) e processamento específico para realce de 
microcalcificações da mama (imagem inferior direita). 
 
Outra questão muito importante com relação 
aos sistemas digitais utilizados para a área de 
mamografia é o fato de que não basta migrar para 
essa tecnologia sem adequar os demais 
componentes da solução. O sistema de impressão 
ou visualização das imagens em estações de 
trabalho precisá acompanhar o aumento de 
resolução do sistema de captura. Impressoras com 
resolução superior às utilizadas em sistemas para 
uso somente em raios X ou outras modalidades 
(CT, RM, US, etc.) da ordem de 600 dpi são 
necessárias, assim como monitores de alta 
resolução, o que pode encarecer os custos de 
investimentos. Hoje temos comercialmente 
disponíveis monitores de 5Mpixels, apesar de ser 
possível utilizar monitores com até 3Mpixels. 
Entretanto, se aplicarmos os cálculos necessários, 
verificaremos que o ideal seria a utilização de 
monitores com 8Mpixels. Além da resolução, 
também é fator importante a luminosidade que este 
é capaz de apresentar às informações. Idealmente, 
necessitamos de monitores com luminância maior 
que 600cd/m2. Ainda no quesito solução, devemos 
estar atentos à rede de transporte desses novos 
dados digitais. O tamanho de uma imagem de 
mamografia de CR varia