FLÁVIO AUGUSTO PENNA SOARES
PRODUÇÃO DE RAIOS X EM AMPOLAS RADIOGRÁFICAS:
ESTUDO DO TOMÓGRAFO COMPUTADORIZADO DO
HOSPITAL REGIONAL DE SÃO JOSÉ/SC
FLORIANÓPOLIS
2006
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Estudo da Produção de Radiação X em Ampolas Radiográficas: Um Enfoque Computacional, Notas de estudo de Raios-X
Um estudo sobre a produção de radiação x em ampolas radiográficas, com foco na determinação da mancha focal, cálculo do espectro de radiação x emitido e simulação do processo de colisão de elétrons com o alvo utilizando o código penelope. Além disso, é abordado o fenômeno de radiação de freamento (bremsstrahlung) e a equação de lambert-beer para a atenuação dos fótons.
O que você vai aprender
- Como é determinada a mancha focal em um sistema de radiação X?
- Qual é o processo físico por trás da radiação de freamento (bremsstrahlung)?
- Qual é a equação de Lambert-Beer e como é aplicada à atenuação dos fótons em radiação X?
- Como o código PENELOPE é utilizado para simular a interação de elétrons com um alvo em um sistema de radiação X?
- Como é calculado o espectro de radiação X emitido por um alvo em colisão com elétrons?
Tipologia: Notas de estudo
2022
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FLÁVIO AUGUSTO PENNA SOARES
PRODUÇÃO DE RAIOS X EM AMPOLAS RADIOGRÁFICAS:
ESTUDO DO TOMÓGRAFO COMPUTADORIZADO DO
HOSPITAL REGIONAL DE SÃO JOSÉ/SC
FLORIANÓPOLIS
UNIVERSIDADE FEDERAL DE SANTA CATARINA
Centro de Ciências Físicas e Matemáticas
Programa de Pós-Graduação em Física
PRODUÇÃO DE RAIOS X EM AMPOLAS RADIOGRÁFICAS:
ESTUDO DO TOMÓGRAFO COMPUTADORIZADO DO HOSPITAL
REGIONAL DE SÃO JOSÉ/SC
Flávio Augusto Penna Soares
Tese apresentada à Universidade Federal de Santa Catarina como parte dos requisitos para obtenção do grau de Doutor em Física Experimental
Orientador Dr. Danilo de Paiva Almeida
Florianópolis Julho de 2006
Dedicatória
À minha mãe Maria
À minha amada Andrea.
À esperta Mariana e à tranqüila Carolina.
As quatro grandes, e pequenininhas, e indispensáveis mulheres de minha vida.
E a meu pai Flávio, meu exemplo de vida.
Agradecimentos
Ao Danilo, por ter aceitado o desafio de sair um pouco de sua linha de pesquisa e encarar comigo a tarefa de estudarmos juntos os assuntos apaixonantes da radiologia. E, principalmente, pela amizade sincera e fraterna. Muito, muito obrigado mesmo, pois sem você, este meu objetivo não teria se concretizado. Aos meus familiares, pelo apoio, incentivo e até mesmo cobrança para que terminasse logo este doutorado. Ao Nandi, apesar de eu gostar de chamá-lo de Dorival, meu amigo de todas as horas. Aos grandes amigos e amigas do NTC, que sempre me deram total apoio para a conclusão deste doutorado, principalmente nos últimos meses. Todo meu carinho, minha amizade e meu total reconhecimento. À Rita, por substituir-me na Coordenação do CST em Radiologia Médica, desde o início do ano e a ajuda em outros momentos. Ao Hospital Regional Dr. Homero de Miranda Gomes, de São José/SC, em especial à equipe do setor de radiologia e do CELEC pela cessão do Tomógrafo Computadorizado e pela colaboração na realização deste trabalho. Muito obrigado! Ao Dennis Runnoe, nosso contato junto à Varian, que nos forneceu as especificações técnicas da ampola, sem as quais parte desse trabalho não poderia ter-se realizado. Thank you! Ao CEFET/SC, pelos recursos materiais.
Ao Divino Espírito Santo que me iluminou durante todo trabalho.
Abstract
This work describes the intensity and quality of X-ray production of a computer tomography (CT) on service at Hospital Regional de São José/SC. The study was divided in three parts: i) prime determination of focal spot by means of a software which solves Laplace equation and electron movements when colliding with an anode; ii) analytical calculus using ab initio theory of bremsstrahlung spectra emission from electron beam collision with the anode (solid), including target attenuation of emerging photons; iii) use of PENELOPE code (Monte Carlo algorithm) to determine spectrum emission from anode. In all steps, the calculated values are in good agreement with those ones found in the literature. The simulated focal spot area results 5% less than manufactured values besides simulation software restrictions and limitations. The equation proposed to bremsstrahlung spectra calculation emitted by anode, including target attenuation, becomes very simple, once it do not have empirical variables or multiparametric functions as presented by other authors. The results were assessed with another one generated by semi-empirical equations and results from Monte Carlo simulation and all presented less than 5% difference.
Sumário
Produção de raios X em ampolas radiográficas: estudo do tomógrafo computadorizado do Hospital Regional de São José/SC 10
PPGF/UFSC Flávio Augusto Penna Soares JULHO/
Lista de Figuras
Figura 1.1 Diminuição da radiação como função direta da distância. ................................................ Figura 1.2 Exemplo de espectro dos fótons gerados por freamento de elétrons com energia cinética de 120 keV, sem considerar a auto-atenuação do alvo ou filtros adicionais – segundo o modelo proposto neste trabalho........................................................................ Figura 1.3 Exemplo didático do espectro de emissão da radiação característica do tungstênio (fora de escala)................................................................................................................... Figura 1.4 Espectro total dos fótons emitidos por um alvo de tungstênio, sem atenuação da estrutura geradora e filtros adicionais – segundo o modelo proposto neste trabalho. ....... Figura 2.1 Processo de aquisição da imagem tomográfica: os sensores de radiação se movimentam em sincronia com o tubo de raios X, num tomógrafo de 3ª geração. .......... Figura 2.2 Planta baixa típica da sala de tomografia e sala de comando. (Picker Int. - divulgação) ........................................................................................................................ Figura 2.3 Exemplo de portal e mesa. (cortesia - Hosp. Celso Ramos - Florianópolis) .................... Figura 2.4 Cabeçote: a) principais componentes; b) radiações de fuga e a radiação contida. ............ Figura 2.5 Cabeçote do tomógrafo sob estudo.................................................................................... Figura 2.6 Ampola onde a placa-alvo é interligada com o ânodo e está no caminho de passagem dos elétrons. (Philips – Medica Mundi) ............................................................................. Figura 2.7 Ampola radiográfica para tomografia helicoidal. (Varion Interay - divulgação) .............. Figura 2.8 Partes de uma ampola radiográfica com ânodo giratório. ................................................. Figura 2.9 Partes componentes de um cátodo..................................................................................... Figura 2.10 Copo catódico - vista frontal do filamento maior (à esquerda) e filamento menor (à direita)................................................................................................................................ Figura 2.11 Tipos de filamentos: a) simples; b) duplo bipartido; c) duplo separado............................ Figura 2.12 Detalhe do copo catódico e seu colimador de foco para um sistema de filamento duplo separado................................................................................................................... Figura 2.13 Circuito de correntes no filamento e na ampola. ............................................................... Figura 2.14 Relação entre corrente no filamento e corrente na ampola. Mostra-se também a relação da tensão no filamento e sua corrente (linha pontilhada)...................................... Figura 2.15 Ampola de ânodo fixo. (Oxford série 1600 - divulgação) ................................................. Figura 2.16 Foco real e efetivo de um ânodo fixo. ............................................................................... Figura 2.17 Ânodo rotatório com pista focal simples: a) vista frontal; b)vista lateral.......................... Figura 2.18 Ânodo rotatório com pista dupla: a) vista frontal; b)vista lateral. ..................................... Figura 2.19 Ânodo com pistas focais sobrepostas: a) vista frontal; b) vista lateral. ............................. Figura 2.20 Descrição do efeito anódico............................................................................................... Figura 2.21 Distribuição da radiação sobre a mesa devido ao efeito anódico. ..................................... Figura 2.22 Colimação junto ao cabeçote do Toshiba Auklet. (cortesia Hospital Regional de São José) ................................................................................................................................... Figura 2.23 Colimação pós-paciente. (cortesia Hospital Celso Ramos - Florianópolis) ..................... Figura 2.24 Detector de cintilação: (a) montagem do fotodiodo e do cristal de cintilação; (b) arranjo de detectores colocados lado a lado, até 4800 elementos...................................... Figura 2.25 Câmara de ionização: (a) detalhe da montagem; (b) detalhe elétrico. ............................... Figura 2.26 Câmara de ionização. (cortesia Hospital Regional de São José – São José). ................... Figura 3.1 Visão em corte do sistema cátodo-ânodo. (Varian Medical System, Inc.) ........................ Figura 3.2 Visão em detalhe da construção do sistema cátodo-ânodo (medidas em polegadas): corte lateral da ampola e parte do cabeçote. (Varian Medical System, Inc.) .....................
Produção de raios X em ampolas radiográficas: estudo do tomógrafo computadorizado do Hospital Regional de São José/SC 11
PPGF/UFSC Flávio Augusto Penna Soares JULHO/
Figura 3.3 Visão em detalhe do cátodo (medidas em polegadas): vista superior em corte do copo catódico. (Varian Medical System, Inc.) ................................................................... Figura 3.4 Geometria simulada do sistema cátodo-ânodo e eixos de coordenadas: visão tridimensional destacando o filamento maior (a) e visão lateral (b).................................. Figura 3.5 Geometria simulada dos filamentos: (a) visão tridimensional de uma fatia da região central; e (b) visão superior de outra fatia da região central onde aparece um dos fios de conexão. ........................................................................................................................ Figura 3.6 Imagem em corte da simulação realizada: visão superior do vôo dos elétrons (plano Y = 10 mm)........................................................................................................................ Figura 3.7 Histograma do número de colisões para a coordenada X – filamento maior. ................... Figura 3.8 Histograma do número de colisões para a coordenada Y– filamento maior. .................... Figura 3.9 Representação bidimensional do histograma do número de colisões para o filamento maior no sistema de coordenadas do SIMION, em milímetros (ponto de vista do feixe eletrônico). ................................................................................................................ Figura 3.10 Histograma do número de colisões para a coordenada X – filamento menor.................... Figura 3.11 Histograma do número de colisões para a coordenada Y – filamento menor.................... Figura 3.12 Representação bidimensional do histograma do número de colisões para o filamento menor no sistema de coordenadas do SIMION, em milímetros (ponto de vista do feixe eletrônico). ................................................................................................................ Figura 3.13 Histograma do número de colisões para cada ângulo de azimute para o filamento maior.................................................................................................................................. Figura 3.14 Histograma do número de colisões para cada ângulo de elevação para o filamento maior.................................................................................................................................. Figura 3.15 Histograma do número de colisões para cada ângulo de azimute para o filamento menor. ................................................................................................................................ Figura 3.16 Histograma do número de colisões para cada ângulo de elevação para o filamento menor. ................................................................................................................................ Figura 4.1 Poder de freamento total para o tungstênio: valores da literatura (x) e equação empírica ajustada. .............................................................................................................. Figura 4.2 Poder de freamento por bremsstrahlung para o tungstênio: valores da literatura (x) e equação empírica ajustada. ................................................................................................ Figura 4.3 Esquema do processo de penetração dos elétrons até uma distância x antes de emitirem o fóton, que deverá transpor uma distância d para sair do ânodo....................... Figura 4.4 Espectro dos fótons emitidos segundo os modelos TBC e o nosso para T = 60 keV, considerando apenas auto-atenuação do ânodo. ................................................................ Figura 4.5 Espectro dos fótons emitidos segundo os modelos TBC e o nosso para T = 80 keV, considerando apenas auto-atenuação do ânodo. ................................................................ Figura 4.6 Espectro dos fótons emitidos segundo os modelos TBC e o nosso para T = 100 keV, considerando apenas auto-atenuação do ânodo. ................................................................ Figura 4.7 Espectro dos fótons emitidos segundo os modelos TBC e o nosso para T = 120 keV, considerando apenas auto-atenuação do ânodo. ................................................................ Figura 4.8 Espectro dos fótons emitidos para os valores do IPEM, PENELOPE e o nosso modelo para T = 60 keV. ................................................................................................... Figura 4.9 Espectro dos fótons emitidos para os valores do IPEM, PENELOPE, MCNP4C e o nosso modelo para T = 80 keV. ......................................................................................... Figura 4.10 Espectro dos fótons emitidos para os valores do IPEM, PENELOPE, MCNP4C e o nosso modelo para T = 100 keV. ....................................................................................... Figura 4.11 Espectro dos fótons emitidos para os valores do IPEM, PENELOPE, MCNP4C e o nosso modelo para T = 120 keV. .......................................................................................
Produção de raios X em ampolas radiográficas: estudo do tomógrafo computadorizado do Hospital Regional de São José/SC 13
PPGF/UFSC Flávio Augusto Penna Soares JULHO/
Capitulo 1
1.
Histórico: de Roentgen a Hounsfield
1.1 H ISTÓRIA DO EQUIPAMENTO RADIOGRÁFICO
Há mais de um século, em 8 de novembro de 1895, o cientista Willhelm Konrad Roentgen maravilhava-se com a descoberta de uma “nova luz” capaz de transpassar objetos opacos [Sprawls, 1995]. Imperceptível aos olhos, a nova radiação conseguia impressionar filmes tal qual a luz convencional. Intrigado como uma faísca elétrica - o famoso raio catódico - conseguia gerar tal tipo de radiação, Roentgen realizou uma série de experimentos a fim de descobrir melhor suas características. Começou simplesmente vendo o brilho provocado pela nova radiação em placas impregnadas de platino-cianureto de bário. Depois, verificou que caixas de madeiras poderiam ser transpassadas pela radiação, enquanto que as dobradiças metálicas e pregos pareciam constituir-se uma barreira [Eisenberg, 1992]. Bússolas, porta-moedas e outros objetos foram então “fotografados”. Utilizações para a “luz” que “via” o que os olhos não viam começavam a se apresentar. Com o experimento de fotografar a mão de sua esposa Bertha, porém, Roentgen abriu a porta para a grande e principal utilização da radiação X: o diagnóstico médico por imagem, neste caso, uma imagem radiográfica. Desde então, os equipamentos radiológicos evoluíram muito pouco nos 80 anos que se seguiram a sua descoberta [Tiggelen, 2001]. Basicamente, a ampola desenvolveu-se no sentido de diminuir o tamanho de sua mancha focal, melhorando a qualidade da imagem radiográfica produzida, e aumentar sua capacidade térmica. A partir dessas melhorias, que progressivamente tinham seus valores revistos, novos acessórios foram sendo desenvolvidos e agregados aos aparelhos radiográficos. Isso permitiu a utilização dos mesmos para a realização de um número cada vez maior de novos exames radiológicos: como a fluoroscopia, por exemplo.
Produção de raios X em ampolas radiográficas: estudo do tomógrafo computadorizado do Hospital Regional de São José/SC 14
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PPGF/UFSC Flávio Augusto Penna Soares JULHO/
PPGF/UFSC Flávio Augusto Penna Soares JULHO/
Embora pareça impróprio dizer que o primeiro equipamento construído para uso médico, possivelmente por Thomas Alva Edison, seja tão semelhante aos modernos equipamentos digitais à venda hoje no mercado, na realidade é isso que acontece. Do ponto de vista científico, a produção de radiação X dá-se pela perda de energia de um feixe de elétrons ao se chocar com um alvo maciço [Akande, 1993]. Esse fenômeno ocorre dentro de uma ampola evacuada em que uma corrente elétrica circula entre dois eletrodos: ânodo e cátodo. Se comparada a ampola utilizada por Roentgen com uma ampola atual, vê-se que a física do processo de emissão ainda é a mesma. O que houve foi o desenvolvimento de materiais mais adequados, ajuste de geometria, soluções práticas e mais qualidade no processo fabril das ampolas modernas. O próprio registro da imagem radiográfica, através da sensibilização de um filme fotográfico pelo feixe de radiação que conseguiu transpassar o paciente, também se tem mantido inalterado nesse mesmo período [Eisenberg, 1992]. Embora os filmes sejam impensavelmente mais sensíveis que os utilizados pelos primeiros médicos radiologistas no início do século XX [Suleiman, 1995], apenas a utilização da tela intensificadora e chassis mais leves e radiotransparentes trouxeram alguma alteração nesse processo. O processamento deste filme radiográfico com químicos, porém, ainda é necessário, como àquela época. Apenas no final do século passado, com o desenvolvimento de tecnologias digitais e de novos sensores de radiação, o velho e bom aparelho radiográfico juntamente com o filme começaram a ceder, lentamente, espaço para o novo sistema digital de aquisição e registro da imagem radiográfica [Fratt, 2003].
1.2 T OMÓGRAFO COMPUTADORIZADO
Apenas o surgimento da tomografia computadorizada em 1969 pode ser considerado como uma grande evolução nos equipamentos radiográficos, uma vez que o sistema de aquisição da imagem radiográfica foi completamente alterado [Tiggelen, 2001]. Sir Godfrey Hounsfield projetou o novo equipamento a partir de um sistema eletrônico de detecção do feixe de radiação e de um processo de formação da imagem radiográfica completamente diferente em relação à radiologia convencional. Isso permitiu dar realmente um grande salto de qualidade na área do diagnóstico médico por imagem. Cabe salientar que a ampola usada por Roentgen ainda continuava sendo utilizada por Hounsfield em seu tomógrafo, apenas sendo alterada as especificações técnicas para se adaptar às características do novo aparelho.
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maneiras, mas todas estão envolvidas com a emissão de energia cinética que os elétrons carregam. A forma mais comum ocorre quando há o bombardeamento de um material metálico por um feixe de elétrons. Na colisão, os elétrons emitem energia na forma de fótons, com as mais diversas energias (freqüências). Algumas delas estão situadas na faixa conhecida como radiação X, enquanto outras são freqüências na faixa do infravermelho (calor), ultravioleta e luz visível. A radiação eletromagnética é quantizada , ou seja, só existe em quantidades discretas ou valores definidos. Os fótons da radiação X possuem um comportamento de partículas, algumas vezes, e de ondas, outras vezes. Os fótons X possuem freqüência entre 10^18 Hz e 10^20 Hz e comprimento de onda em torno de 0,01 nanômetro. O comprimento de onda é obtido da expressão da velocidade:
c = λ. f (1.1)
onde c → velocidade da luz (299,792 x 10^6 m/s); λ → comprimento de onda (m); f → freqüência (1/s).
Quando um feixe de radiação eletromagnética atravessa um corpo, sofre uma diminuição em sua intensidade, devido à absorção da energia que fica no alvo ou corpo irradiado. A radiação X provoca luminescência em determinados sais metálicos, que é a absorção da radiação, ou energia, pelo sal e posterior re-emissão dessa energia sob a forma de luz. Isso é muito útil na produção e registro de imagens radiológicas através dos filmes e telas intensificadoras. A radiação X tem características ionizantes , ou seja, possui a capacidade de ionizar o meio no qual se propaga, arrancando elétrons dos átomos com os quais interage. Essa característica é extremamente importante, pois quando ocorre a interação da radiação com os tecidos em nível atômico, a ionização dos átomos pode alterar sua ligação a outros átomos vizinhos, provocando uma mudança nas características dos tecidos irradiados. A característica ionizante da radiação X também é muito utilizada em equipamentos de medição de radiação; pois, ao ionizar um gás pelo qual passa, a radiação deixa íons que podem ser quantificados, determinando assim a quantidade de radiação que o atravessou. A incidência de radiação X sobre tecidos vivos, devido à sua natureza ionizante, implica a adoção de medidas de proteção radiológica e uso de equipamento de proteção
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individual (EPI), tanto em pacientes quanto em operadores de equipamentos que trabalham com esse tipo de radiação. A radiação X propaga-se em linha reta em, praticamente, todas as direções a partir do local de geração; sabe-se que há um sentido preferencial de acordo com a direção do elétron incidente. Para a radiologia, isso influirá diretamente na produção da imagem radiográfica. Uma característica do feixe de fótons é a variação da sua intensidade de radiação em função da distância percorrida a partir da geração. A intensidade da radiação por área obedece uma lei quadrática. Pela figura 1.1, os raios propagam-se em linha reta a partir do local de geração, aqui a ampola do aparelho, fazendo com que as áreas dos quadrados originados pela projeção dos raios aumentem na razão direta do quadrado da distância ao ponto focal.
12
22 2 1 12 2 22 1 d
d I I ⋅ d = I ⋅ d ou I = (1.2)
onde I 1 → intensidade medida na distância 1; d 1 → distância 1 de medição; I 2 → intensidade medida na distância 2; d 2 → distância 2 de medição.
Geração na ampola 1 m
2 m
3 m
Intensidade = 1
Intensidade = 1/
Intensidade = 1/ Figura 1.1 Diminuição da radiação como função direta da distância.
Esse princípio de propagação torna evidente a influência que a distância ao ponto de irradiação tem na formação de uma imagem radiográfica, pois quanto mais longe da ampola
Produção de raios X em ampolas radiográficas: estudo do tomógrafo computadorizado do Hospital Regional de São José/SC 19
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Figura 1.2 Exemplo de espectro dos fótons gerados por freamento de elétrons com energia cinética de 120 keV, sem considerar a auto-atenuação do alvo ou filtros adicionais – segundo o modelo proposto neste trabalho.
1.3.2. Radiação máxima
Existem casos em que alguns elétrons muito energéticos chocam-se diretamente com os núcleos, convertendo toda sua energia cinética em um único fóton de alta energia. Essa é uma forma radical de freamento, pela qual toda a energia cinética do elétron é transformada em um único fóton. Costuma-se chamar esse fenômeno de Radiação Máxima. Depois de perder toda a energia cinética obtida pela grande diferença de potencial (milhares de volts) do sistema cátodo-ânodo, o elétron passa a se movimentar devido à pequena diferença de potencial gerada pelo circuito elétrico.
1.3.3. Radiação característica
Existem situações, no entanto, em que um elétron pode interagir com um átomo ionizando-o ao promover o salto de algum elétron entre suas órbitas. Os elétrons estão presos aos átomos devido à energia de ligação e só podem ser retirados de suas órbitas se receberem energia externa. Nesse caso, a energia é transferida pelo elétron incidente ao atingir o elétron ligado ao átomo. Se o elétron retirado for da camada mais externa, acontece apenas uma ionização comum e ambos os elétrons deixam o átomo-alvo e populam o espectro contínuo. Se, porém, o elétron retirado for de uma das camadas internas, começa um processo de preenchimento dessa lacuna em busca de equilíbrio com subseqüente emissão de uma cascata de fótons de energias bem definidas.
Produção de raios X em ampolas radiográficas: estudo do tomógrafo computadorizado do Hospital Regional de São José/SC 20
PPGF/UFSC Flávio Augusto Penna Soares JULHO/
Assim, quando se abre uma lacuna na eletrosfera do átomo atingido, elétrons de camadas superiores deixam sua camada e ocupam o espaço aberto. Na faixa de interesse para radiologia, observa-se o decaimento associado aos dois elétrons da camada K e, dependendo do elemento do ânodo, também da camada L. O átomo escolhido para alvo é que define a forma do espectro emitida, pois cada átomo possui níveis de energia bem definidos para a cada uma de seus orbitais, dependendo de seu número atômico. A radiação emitida é definida pela diferença entre a energia de ligação da lacuna deixada com a retirada do elétron e a energia de ligação da camada que cede o elétron para seu preenchimento, ou seja, o fóton emitido possui energia igual à diferença entre as energias de ligação dos dois orbitais envolvidos. Nesse caso, é interessante verificar que não é o elétron incidente nem o elétron que foi atingido e ejetado que libera o fóton, mas sim um terceiro elétron em decorrência do salto quântico entre as camadas. O bombardeamento por elétrons de alta energia gera uma radiação com valores muito específicos, o que leva ao fenômeno conhecido por radiação característica. Na tabela 1 estão os valores da radiação característica para o molibdênio (Mo) e o tungstênio (W), que são tipicamente utilizados em ânodos de ampolas para mamografia e radiografia, respectivamente.
Tabela 1. Energia (eV) das radiações características do Mo e W. (Tauhata, 2003) Transição Mo W Kα 1 = L 3 para K 17 479,34 59 318, Kα 2 = L 2 para K 17 374,30 57 981, Kβ 1 = M 3 para K 19 608,30^ 67 244, Kβ 2 = M 2 para K 19 970,00 69 100, Lα 1 = M 5 para L 3 2 293,16^ 8 397, Lα 2 = M 4 para L 3 2 289,85 8 335, Lβ 1 = M 4 para L 2 2 394,81^ 9 672, Lβ 2 = N 5 para L 2 2 518,30 9 961, Lγ 1 = N 4 para L 2 2 623,50 11 285, Mα 1 = N 6 para M 5 - 1 775,
A condição necessária e imprescindível para que se produza a radiação característica do tungstênio e do molibdênio é que os elétrons incidentes devem ter uma energia superior aos valores apresentados. Cada material emite um conjunto de níveis definidos de radiação característica, dependendo de seu número atômico, como são os casos do tungstênio (radiologia convencional – figura 1.3) e molibdênio (mamografia), que possuem radiações características