TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA

DEFINIÇÃO

Do grego tome, corte + graphein, escrever. Procedimento radiológico de

reconstrução informática da imagem de um corte do corpo a partir de uma série de

análises de densidade efetuadas pela oscilação e/ou rotação do conjunto de tubos

de raios X detectores.

A tomografia computadorizada (TC) é um dos métodos de exame mais

confiáveis e seguros disponíveis atualmente. É rápida, simples e totalmente indolor.

A TC se constitui num aparelho de Raios X muito mais complexo que o

convencional. Uma imagem de Raios X normal é plana, sendo que o paciente fica

posicionado entre o tubo ou ampola que emite Raios X e o filme fotográfico que

receberá esses raios. O que se obtém é uma projeção em duas dimensões do

interior do corpo do paciente. Nas máquinas de tomografia a ampola que emite os

Raios X gira totalmente em volta do corpo do paciente e, a medida em que gira,

emite Raios X em 360 graus, ou seja, fazendo uma circunferência complete em

torno do paciente. Na TC o Raio X é concentrado num feixe estreito que passa

apenas por uma pequena parte (fatia) do corpo.

Ao contrário da tomografia linear, onde a imagem de um corte fino é criada

mediante borramento da informação de regiões indesejadas, a imagem da TC é

construída matematicamente usando dados originados apenas da seção de

interesse. A geração de tal imagem é restrita a cortes transversais da anatomia que

são orientados essencialmente perpendiculares à dimensão axial do corpo. A

reconstrução da imagem final pode ser realizada em qualquer plano, mas

convencionalmente é realizada no plano transaxial.

Além da ampola emissora de Raios X que gira em torno do paciente, há

também um complexo conjunto de detectores de Raios X vai simultaneamente

recolhendo esses raios do lado oposto à ampola, portanto, girando também nos 360

graus. A intensidade do Raio X que chega em um detector é convertida em um sinal

digital e se chama de "varredura" do feixe. Os Raios X recolhidos pelos detectores

são variavelmente atenuados pelo corpo do paciente, cuja variação na densidade

dos diversos tecidos corpóreos deixam passar maior ou menor quantidade de raios.

O sinal de recepção dos Raios X gerado pelos detectores é processado por

um computador para formar as imagens em alta resolução e de aspecto espacial. O

computador processa essas informações do detector e reconstrói uma imagem

tridimensional do interior do corpo do paciente. Portanto, a Tomografia

Computadorizada foi desenvolvida graças à tecnologia da informática, por isso o

"sobrenome" Computadorizada. A Tomografia Computadorizada tornou possível

uma visualização tridimensional dos órgãos em geral e, em particular do cérebro, de

nosso interesse. Embora o resultado visual da Tomografia Computadorizada seja

monocromático, ou seja, mostra apenas os vários tons do cinza, indo do totalmente

preto ao branco, mesmo assim são muito mais numerosas que as variações de tons

de cinza do Raio X convencional. Uma imagem de Raios X convencional tem uma

variação de 30 escalas de cinza no máximo, enquanto as imagens de Tomografia

Computadorizada possuem uma variação que chega a 200 escalas de cinza. Essa

variação da cor é que permite identificar a densidade do tecido examinado, sua

constituição óssea, tumoral, líquida, etc.

HISTÓRICO

A tomografia computadorizada foi inventada pelo engenheiro eletrônico

Godfrey N. Hounsfield (1919-2003), juntamente com o sul-africano naturalizado

americano, físico Allan McLeod Cormack (1924-) em 1972, pela qual receberam o

prêmio Nobel em fisiologia e medicina em 1979. Cormack desenvolveu em 1956 a

teoria e a matemática de como múltiplos raios projetados sobre o corpo, em ângulos

diferentes, mas em um único plano, forneceriam uma imagem melhor do que o raio

único, usado na radiografia. Seus trabalhos foram publicados no Journal of Applied

Physics, em 1963 e 1964.

Existem vários estágios de evolução dos equipamentos, comumente

chamados de gerações:

1. Scanners de Primeira Geração: nos scanners de primeira geração a fonte de

raios-x e o detetor passam transversalmente ao longo do objeto sendo

analisado, com rotações sucessivas ao final de cada movimento transversal, 2

produziam feixes de raios X fino, da espessura de um lápis, com apenas um

ou dois detetores, exigiam até 4 minutos e meio para reunir informação

suficiente para um corte a partir de uma rotação de 180° do tubo e do detetor.

2. Scanners de Segunda Geração: os scanners de segunda geração foram

grandemente aperfeiçoados, e forneciam um feixe de raios X em forma de

leque, com até 30 detetores ou mais. Os tempos de varredura foram

encurtados em cerca de 15 segundos por corte ou 10 minutos para um exame

de 40 cortes.

3. Scanner de Terceira geração: o scanner de terceira geração inclui um banco

de até 960 detetores em oposição ao tubo de raios X, que rodam em conjunto

ao redor do paciente em um ciclo de 360° completo para criar um corte de

dados de tecidos. O paciente e a mesa são então movimentados através da

abertura da gantry, e o tubo e os detetores rodam um ciclo de 360° completo

na direção oposta para criar um segundo corte de dados de tecidos. Os

tempos de varredura foram novamente reduzidos significativamente. Além

disso, varreduras de 1 segundo são utilizadas para a maioria dos modernos

scanners de terceira geração. Uma abertura maior permite a varredura de

todo o corpo, que não era possível com os scanners antigos.

4. Scanners de Quarta Geração: os scanners de quarta geração se

desenvolveram durante a década de 1980 e possuem um anel fixo de até

4800 detetores, que circundam completamente o paciente em um círculo

completo dentro da gantry. Um tubo de raios X único roda através de um arco

de 360° durante a coleta de dados. Através de todo o movimento rotatório

contínuo, pequenas rajadas de radiação são fornecidas por um tubo de raios

X pulsado com ânodo rotatório que fornece tempos de varredura menores,

reduzindo o tempo de exame para 1 minuto num exame de cortes múltiplos

(semelhante a um scanner de terceira geração).

5. Scanners de TC por Volume (helicoidal/espiral): durante os primeiros anos da

década de 1990, um novo tipo de scanner foi desenvolvido, chamado scanner

de TC por volume (helicoidal/espiral). Com esse sistema, o paciente é movido

de forma contínua e lenta através da abertura durante o movimento circular

de 360° do tubo de raios X e dos detetores, criando um tipo de obtenção de

dados helicoidal ou “em mola espiral”. Dessa forma, um volume de tecido é 3

examinado, e dados são coletados, em vez de cortes individuais como em

outros sistemas. (Helicoidal e espiral são termos específicos de fabricantes

para scanners do tipo de volume.)

Os sistemas de TC por volume utilizam arranjos de detetores do tipo de

terceira ou quarta geração, dependendo do fabricante específico.

O desenvolvimento de anéis de deslizamento para substituir os cabos

de raios X de alta tensão permite rotação contínua do tubo, necessária para

varredura do tipo helicoidal. Anteriormente o movimento do tubo de raios X

era restrito por cabos de alta tensão fixados, e limitado a uma rotação de 360°

em uma direção compreendendo um corte, seguida por outra rotação de 360°

na direção oposta, criando um segundo corte com o paciente movendo um

incremento entre os cortes.

O desenvolvimento de tecnologia de engenharia de anéis de

deslizamento permite rotações contínuas do tubo, que, quando combinadas

com o movimento do paciente, criam dados de varredura do tipo helicoidal

com tempos totais de varredura que são a metade ou menos daqueles de

outros scanners de terceira ou quarta geração.

A tecnologia de anéis de deslizamento permite que o tubo de raios X

gire ao redor do paciente em um anel, que transfere corrente para o tubo

através de cabos de alta tensão.

Os scanners do tipo de volume modernos conseguem obter imagens

multiplanares de volume total ou angiografia tridimensional por TC.

6. Scanners de TC Multicorte: os scanners de terceira e quarta gerações

desenvolvidos antes de 1992 eram considerados scanners de corte único,

capazes de obter imagens de um corte de cada vez. No final de 1998, quatro

fabricantes de TC anunciaram novos scanners multicorte, todos capazes de

obter imagens de quatro cortes simultaneamente. Esses são scanners de

terceira geração com capacidades helicoidais e com quatro bancos paralelos

de detetores, capazes de obter quatro cortes de TC em uma única rotação do

tubo de raios X.

7. PET (Positron Emission Tomography) – Tomografia por Emissão de

Pósitrons: O imageamento por emissão de pósitrons inicia com a aplicação de

um traçador metabolicamente ativo - uma molécula biológica que carrega um 4

isótopo emissor de pósitrons, como , ou . Em alguns

minutos, o isótopo se acumula em uma área do corpo em que a molécula tem

afinidade. Por exemplo, glucose rotulada com , com meia-vida de 20

minutos, acumula no cérebro, onde a glucose é usada como fonte primária de

energia. O isótopo radiativo então decai por emissão de pósitron. O pósitron

emitido colide com um elétron livre normalmente antes de atravessar 1 mm do

ponto de emissão. A interação das duas partículas resulta na conversão de

matéria em energia na forma de 2 raios gamas, com energia total de 1,022

MeV. Estes raios gamas de alta energia emergem do ponto de colisão em

direções opostas, e são detectados por detectores em volta do paciente.

Quando os dois fótons são detectados simultaneamente por um par de

detectores, a colisão que deu origem a eles teve origem na linha que une os

dois detectores. Naturalmente se um dos fótons foi espalhado, a linha de

coincidências será incorreta. Depois de, aproximadamente, 500000 eventos

de aniquilação, a distribuição do traçador é calculada por algoritmos de

reconstrução tomográfica, reconstruindo uma imagem bi-dimensional. A

resolução espacial é deteriorada pela ocorrência de coincidências acidentais.

8. SPECT (Simple Photon Emission Computed Tomography) – Tomografia

Computadorizada por Emissão de Fótons Simples: Assim como na PET,

SPECT calcula a concentração de radionuclídeos introduzidos no corpo do

paciente. Como na tomografia computadorizada, isto é feito girando o

detector de fótons em torno do paciente, para detectar a posição e a

concentração do radio-nuclídeos. Como a fonte, os radio-nuclídeos, estão

dentro do corpo do paciente, a análise é muito mais complexa do que para a

tomografia computadorizada, onde a localização e energia da fonte, externa

ao corpo, é sempre conhecida. A energia dos fótons da SPECT é de cerca de

140 keV. Como somente um fóton é emitido, não se pode utilizar a técnica de

coincidência, utilizada na PET. A resolução final, da ordem de 7 mm, é um

fator de 3 ou 4 pior do que na PET, e muito piores do que tomografia

convencional. As imagens são limitadas pelo ruído quântico. O custo de uma

5

imagem SPECT é da ordem de US$ 700, enquanto o de uma PET é da

ordem de US$ 2000.

CONSIDERAÇÕES GERAIS

O conceito fundamental na TC é que a estrutura interna de um objeto pode

ser reconstruída a partir de múltiplas projeções do objeto (fig. 1.1). O objeto na figura

1.1 A é composto de um número de blocos iguais dos quais os quatro centrais foram

removidos para representar uma estrutura interna. Em benefício da simplicidade,

suponha que um feixe de raios x atravesse cada fileira e coluna de blocos, e a

radiação transmitida é medida. Como cada bloco é o mesmo, a atenuação medida é

proporcional ao número de blocos encontrados em cada fileira ou coluna. Os

números mostrados à direita e sob o objeto representam as atenuações medidas

relativas - isto é, o número de blocos em cada fileira ou coluna. São então somadas

estas medidas de atenuação, conforme demonstrado na figura 1.1 B, para produzir

uma representação numérica do objeto (fig. 1.1 C). Embora este grupo de números

contenha todas as informações do processo, é difícil de interpretar e, portanto, é

convertido em imagem por atribuição de uma escala de cinza aos números.

Números elevados são representados por tons claros de cinza, e números baixos

são representados por tons escuros de cinza. Isso resulta na imagem apresentada

na figura 1.1 D. A imagem resultante pode ser então manipulada para realçar

determinadas áreas. Por exemplo, se a escala de cinza for reduzida para incluir

apenas preto e branco, é obtida uma reprodução perfeita do objeto atribuindo-se o

preto a todos os números iguais e menores que quatro e branco a todos os números

maiores que quatro. Na figura 1.1 F, é obtida uma representação imperfeita porque a

escala de cinza é escolhida de forma que os valores iguais ou menores que seis são

pretos e os valores acima de seis são brancos. Na TC, o método de obtenção do

arranjo de números é mais complexo, e o número de projeções obtidas é muito

maior, mas o princípio é o mesmo.

O exemplo da figura 1.1 também fornece uma base para várias definições de

termos de TC. Cada um dos blocos na fig. 1.1 A , representa um pequeno volume

atenuante de material, sendo denominado voxel. Os números ao lado e abaixo da

figura 1.1 A, representam medidas de atenuação isoladas e são denominados

6

projeções do raio, ou somas do raio. A disposição dos números na figura 1.1 C é

uma matriz, e os números individuais são elementos daquela matriz. Cada um dos

blocos de cinza usados para a construção das imagens na figura 1.1 D a F é um

pixel. O processo de escolha do número de tons de cinza para uma imagem é

denominado seleção de uma janela. A largura da janela na fig. 1.1 E e F , é estreita,

pois contém apenas dois tons de cinza (preto e branco) em comparação com a

janela mais larga de D, que contém três tons de cinza. O número no qual o

estabelecimento da janela está centralizado é denominado nível da janela. Na fig.

1.1 E, o nível é estabelecido em quatro, e em F é estabelecido em seis.

Fig. 1.1 – princípio da reconstrução da imagem

À primeira vista parece que o procedimento que acabamos de definir é

inconveniente em comparação com a radiografia convencional, e não é irracional

perguntar por que tal método interessa. Portanto, é instrutivo comparar a radiografia

com a TC mediante exame do resultado de cada modalidade. Ambas as técnicas

baseiam-se na equação de atenuação dos raios-x

I = Io . e-µL

Onde Io é a intensidade incidente de um feixe de raios-x sobre a superfície de

um objeto de espessura L, e a intensidade transmitida. O coeficiente de atenuação

linear (µ) é uma propriedade dependente do número atômico e da densidade do

material e do espectro de energia do feixe de raios-x. apresentar dados de

atenuação (seja I ou µ) em cada ponto de todo o corpo seria ideal em um exame por

raios-x. O grau de alcance disto depende da forma na qual as intensidades medidas,

I e Io, são registradas ou manipuladas. Em radiografia convencional, a intensidade

transmitida (I) é observada como o escurecimento de um filme. Como a exposição 7

do filme aos raios-x o escurece, a imagem de um objeto denso é mais clara no filme

que a imagem de um material menos denso. Em uma radiografia do tórax típica, por

exemplo, a imagem é clara nos dois locais onde muitos raios-x são absorvidos ou

dispersos (grande µ), tal como no osso, e escura onde muitos raios-x são

transmitidos em virtude de baixa absorção (pequeno µ), como nas regiões do

parênquima pulmonar. Duas áreas diferentes desta radiografia do tórax podem

mostrar o mesmo escurecimento e, portanto, demonstrar igual atenuação total do

feixe nas duas posições. Entretanto, o perfil de atenuação através do corpo pode ser

muito diferente. Portanto, na radiografia convencional os diferentes tons de cinza

observados no filme representam as diferenças na transmissão de um feixe de raios-

x quando atravessa o corpo. A TC, por outro lado, aproxima-se do ideal, por

apresentação da atenuação média de cada pequeno elemento de volume que

compreende a fatia do corpo. Assim, coloca em ordem a informação de atenuação

do feixe de raios-x e a apresenta de forma quantitativa com uma precisão muito

maior que a obtida por técnicas convencionais. Isso é equivalente a fornecer os

valores individuais µ1, µ2 e µ3 da fig. 1.4 em lugar do valor total descrito para

radiografia convencional.

Aquisição de dados

Os métodos de obtenção das projeções de raios necessárias para uma

imagem de TC exigem uma fonte de raios-x, detectores e eletrônica apropriada,

todos instalados em um pórtico (gantry), ou armação, que se move mecanicamente

para produzir a imagem. Tais instrumentos foram designados ao longo de três linhas

gerais desde sua introdução por Godfrey Hounsfield em 1972:

(1) scanners nos quais o tubo e detectores de raios-x são feitos para se deslocarem

em um tipo translação-rotação de movimento mecânico;

(2) scanners que empregam um movimento rotatório no qual os detectores e o feixe

de raios-x rodam ao redor do objeto;

(3) scanners nos quais os detectores são estacionários e a fonte de raios-x é

deslocada ao redor do objeto .

O movimento mecânico de translação-rotação foi do tipo originalmente

desenvolvido por Hounsfield, e instrumentos que utilizam este arranjo original são

8

denominados scanners de primeira geração. Nesta máquina o feixe de raios-x é

colimado até dimensões de aproximadamente 2 x 13 mm. A dimensão de 13 mm é

paralela ao eixo do corpo – isto é, corresponde à espessura do corte (comprimento

do voxel). A intensidade do feixe é monitorizada por pequenos detectores antes de

entrar no corpo para obter o valor de intensidade incidente (Io). Após atravessar o

corpo, o feixe é detectado por um cristal de cintilação, que também é colimado para

receber basicamente aqueles fótons que não são dispersos ou absorvidos. A

quantidade de intensidade transmitida (I) é então registrada e armazenada na

memória do computador. O tubo de raios-x e o sistema detector são movimentados

continuamente através do paciente, fazendo 160 medidas múltiplas durante a

translação. Ao final de cada translação, o tubo de raios-x e o sistema detector são

rodados em 1o, e a translação é repetida. O processo de translação-rotação é

repetido em 180 translações, que produz 18.800 (160x180) medidas. As 160

medidas feitas durante uma translação completa são denominadas perfil, ou vista.

De um ponto de vista clínico esta máquina tem a principal desvantagem de

longos tempos de exame. Requer 5 minutos para reunir a quantia de 28.800 soma

de raios, o que limita seu uso a partes do corpo, como a cabeça, que podem ser

imobilizadas. O longo tempo de exame levou ao ímpeto para desenvolver outros

sistemas de imageamento.

A primeira modificação foi simplesmente converte o feixe de raios-x em um

formato de leque com um ângulo divergente de 3 a 10o. Múltiplos detectores de

raios-x foram então posicionados, adjacentes um ao outro, para interceptar este

feixe. Como foram usados mais detectores de raios-x, o número de rotações

angulares poderia ser diminuído e obtido um número adequado de vistas em

intervalos muito mais curtos. Estes scanners de Segunda geração foram capazes de

obter uma imagem em períodos de apenas 18 segundos. Deve ser evidente que

cada detector obtém uma incidência diferente durante uma translação, pois os raios

do tubo de raios-x para os detectores não são paralelos.

O próximo desenvolvimento envolvia o alargamento do ângulo de divergência

dos raios-x, de forma que poderia incluir totalmente o objeto sem realizar qualquer

movimento de translação. assim, foi desenvolvido um scanner apenas de rotação, e

tais instrumentos são denominados de scanners de terceira geração porque

cronologicamente foram o terceiro desenvolvimento. Neste scanner, o gantry roda 9

continuamente. A maior vantagem é que estes instrumentos podem produzir uma

imagem em 1 a 10 segundos, o que é adequado para a maioria dos estudos do

corpo. Como estes scanners possuem uma resolução espacial que depende da

abertura do detector e do número de projeções de raio reunidas em uma rotação, é

necessário possuir um grande número de detectores acondicionados próximos

interceptando o feixe. Um destes sistemas de detectores consiste em mais de 700

câmaras iônicas individuais utilizando o gás xenônio em uma pressão de 25

atmosferas. Todas as câmaras iônicas são feitas simultaneamente durante o

processo de fabricação, e o xenônio fica livre para fluir entre as câmaras individuais,

de forma que cada câmara possui a mesma pressão. As paredes das câmaras são

feitas de lâminas de tungstênio muito finas, que servem como eletrodos para a

câmara, para reduzir a dispersão dos raios-x entre as câmaras, e para ajudar a

colimar os raios-x. outro sistema de detector consiste em várias centenas de

detectores de cintilação de iodeto de césio ou de tungstato de cádmio com um

sensor luminoso de silício incrustado em cada um. O pequeno tamanho do sensor

luminoso de silício permite que os detectores possuam uma pequena abertura e

estejam intimamente acondicionados. Os sistemas de detectores de xenônio são

muito fidedignos e estáveis, mas possuem uma menor eficiência para a detecção de

feixes de raios-x.

A remoção das células detectoras do gantry rotatório e seu ajuste em

posições estacionárias ao redor do paciente também permitiram uma diminuição do

tempo de exame para 1 a 10 segundos. São usados de 1.200 a 4.800 detectores

nestas máquinas, e geralmente detectores de cristal, como o óxido de germânio e

bismuto ou tungstato de cádmio, são usados para captura altamente eficiente de

fótons de raios-x. O desenvolvimento cronológico destas máquinas levou o nome de

scanners de quarta geração. Neste scanner, o tubo de raios-x permanece ligado

continuamente durante uma imagem, e cada detector recebe feixes de raios-x numa

porção significativa do ciclo do exame.

Embora tanto scanners de quarta quanto de terceira geração possuam a

semelhança de rotação, são muito diferentes em princípio. No sistema de detector

apenas rotatório, cada detector possui uma relação fixa com o tubo de raios-x. esta

relação fixa permite que o detector seja altamente colimado, o que reduz muito a

radiação dispersa, e, conforme discutido adiante, isso reduz a interferência (noise) 10

com a imagem. Esta disposição proporciona a melhor situação para melhor

resolução de baixo contraste. No sistema detector estacionário com um tubo de

raios-x rotatórios, os detectores não podem ser altamente colimados porque então

forneceriam dados apenas quando o tubo de raios-x estivesse diretamente oposto.

Isso limitaria intensamente o número total de somas de raios ao número de

detectores e produziria um número inaceitavelmente baixo de projeções. Para

superar este problema, os detectores são colimados com aberturas amplas que

permitem que reúnam radiação em um grande ângulo. Em intervalos contíguos a

quantidade de detectores que intercepta o feixe varia, bem como o agrupamento

específico de detectores. A manipulação matemática destas medidas de dados

superpostos permite a obtenção de um grande número de somas de raios próximas,

estreitas, equivalentes. O resultado pode levar a uma resolução espacial muito alta,

mas também causa num aumento na detecção da radiação dispersa, embora parte

desta dispersão seja removida por espaçamento apropriado entre o paciente e o

detector. Estas diferenças teóricas entre os scanners de terceira e quarta geração

são reais e demonstráveis, mas seu significado clínico tem sido discutido.

Há uma modificação do conceito de quarta geração (Siemens Medical

Systems, Inc.) que move o feixe de raios-x eletronicamente e não mecanicamente. A

massa do tubo de raios-x, os detectores e o pórtico (gantry) de TC impedem o

exame em subsegundos com um scanner de TC linear. Um feixe de elétrons de

scan tem pequena massa, portanto pode ser usado para exame rápido. Este método

de exame reduz o tempo para 0,02 segundo por corte e, com pequenos retardos

para cortes consecutivos, até 17 cortes por segundo. Um feixe de elétrons é

acelerado ao longo do eixo de rotação do scanner de TC e eletronicamente defletido

para qualquer um dos quatro alvos fixos de raios-x de tungstênio. Cada alvo é um

arco de tungstênio de 210o com um raio de 90 cm. O feixe de elétrons é defletido

através do arco de 210o do alvo, criando o scan. Opostos ao alvo estão dois grupos

de detectores estacionários com arcos arcos de 216o . um arco detector possui 432

detectores, e o outro, um anel de maior resolução, possui 864 detectores. Cada

detector individual consiste em um cristal de tungstato de cádmio unido a um

fotodiodo de silício e um pré-amplificador. Detectores adjacentes do anel de alta

resolução podem ser somados para ajustarem-se ao outro anel para estudo

dinâmico, ou podem ser usados apenas para estudo de alta resolução. Durante o 11

scanning dinâmico, dois cortes podem ser feitos simultaneamente. O estudo ocorre

em 180o em lugar dos 360o da maioria dos scanners convencionais. Uma imagem

pode ser reconstruída com 180o de dados. Uma vez gerados os sinais, o restante do

scanner tem projeto bastante convencional.

Este arranjo do scanning leva a um scanner de TC extremamente versátil.

Pode realizar todas as imagens convencionais com pequena degradação da

imagem. Pode-se mudar para qualquer um dos quatro anéis-alvo e um ou ambos os

anéis detectores. Entretanto, a principal capacidade do scanner é o imageamento

em subsegundo, o que aumenta a capacidade de realizar estudos cardíacos.

Alguns scanners de TC de translação-rotação podem ainda estar em uso,

mas com a passagem do tempo e o desempenho superior dos scanners de terceira

e quartas geração, eles desaparecerão lentamente. A maioria dos scanners em uso

e comercialmente disponíveis neste momento é de sistemas apenas de rotação de

terceira geração. O desenvolvimento de scanners de TC alcançou um estado

elevado, e alterações futuras tendem a ser mais evolutivas que revolucionárias.

Reconstrução da imagem

Independente do tipo de scanner, o resultado de uma imagem é um grande

número de somas de raios individuais. A reconstrução da imagem a partir destas

medidas é, em princípio, a mesma para as várias máquinas. A equação fundamental

que descreve o comportamento das medidas é fornecida na equação 1, e algumas

manipulações simples desta relação auxiliarão na compreensão da reconstrução da

imagem de TC.

Considere a fig. 1.2, onde são mostradas várias placas finas com uma

intensidade de raios-x inicial (Io) incidindo sobre a primeira placa. A intensidade de

saída da primeira placa (I1) torna-se a intensidade de entrada na segunda placa, e

sua intensidade de saída (I2) é a intensidade de entrada na terceira placa etc. pode-

se então escrever:

I1 = Io . e-µ1

L1

12

I2 = I1 . e-µ2

L2 = (Io . e-µ

1L

1) e-µ2

L2

In = I n-1 . e -µn

Ln

A equação para o feixe que emerge após atravessar n placas pode ser então

deduzida como

I = I0 . (e-µ1

L1) (e-µ

2L

2 ) ... (e-µn

Ln)

I = I0e - (µ1

L1 + µ

2L

2 + ... +

µ

nL

n)

Para simplificar, o subscrito n em In foi retirado. Portanto, a atenuação total á

equivalente à equação simples

I = Io . e-µL

Onde

µL = µ1L1 + µ2L2 + ... + µnLn

no caso onde L1=L2=L3=...=Ln, isto é, todos os cortes possuem espessura igual, a

equação 4 pode ser escrita como

µL = (µ1+µ2+...+µn).L

se for calculado o logaritmo de ambos os lados da equação 3 e esta for rearrumada,

o resultado é

µL = (µ1+µ2+...+µn) = I ln I0

L I

13

Esta equação mostra que, se a intensidade incidente I0, a intensidade

transmitida I e o comprimento do segmento L, são conhecidos, pode ser calculada a

soma dos coeficientes de atenuação ao longo do trajeto do feixe de raios-x.

Como há n desconhecidos (um de cada segmento), cada valor do coeficiente

de atenuação não pode ser determinado a partir de uma única equação. A teoria

algébrica exige que haja n equações independentes para obter soluções para os n

valores desconhecidos de µ . para obter n equações independentes, devem ser

obtidas várias vistas; é então possível reunir dados suficientes para as múltiplas

equações. Uma comparação novamente com a radiografia convencional mostra que,

como apenas uma medida, é feita em radiografia, pode ser obtido apenas o valor

médio de µ ou a soma dos µL. assim, a informação na imagem é menos detalhada

que a informação em uma imagem de TC.

O processo de reconstrução

Para cada medida de projeção do raio feita durante uma imagem de TC, é

gerada uma equação:

µL = (µ1+µ2+...+µn) = I ln I0

L

e o conjunto completo destas equações deve ser então resolvido para se obter os

valores individuais de µ para cada elemento da matriz. Como são obtidas milhares

de projeções de raios para um scan, há milhares de equações a serem resolvidas

simultaneamente, e a necessidade de computadores de alta velocidade é óbvia.

Deve ser observado que L não está relacionado à espessura do corte (comprimento

do voxel), sendo escolhido para o processo de reconstrução por meio de seleção de

um tamanho da matriz. Desde que tenham sido feitas projeções de raio suficientes,

a imagem pode ser reconstruída em qualquer tamanho da matriz, o que é essencial

para escolher qualquer valor de L. o comprimento do voxel é ajustado pela

colimação do scanner quando é selecionada uma espessura do corte. Portanto, um

elemento da imagem (pixel) representa o coeficiente de atenuação (µ) de um

elemento de volume com comprimento determinado pela espessura do corte

escolhida durante a aquisição de dados e a área de corte transversal que possui

uma dimensão lateral (L) escolhida no momento da reconstrução.14

Foram projetados vários métodos para resolver o conjunto de equações

geradas em uma imagem; entretanto, a maioria dos fabricantes atualmente

estabeleceu o método de projeção retrofiltrada porque permite pequeno tempo de

computação com soluções relativamente precisas. Também permite processamento

de cada soma de raio imediatamente após sua obtenção, enquanto continua a

aquisição de dados para outras somas de raios. Isso permite que a imagem final

esteja disponível quase imediatamente após a conclusão do processo de scan. É

importante compreender os conceitos básicos dos procedimentos de reconstrução,

pois sua forma de aplicação afeta a qualidade da imagem final.

O método de retroprojeção é uma tentativa de aproximar a solução por meio

de projeção de um valor uniforme de atenuação sobre o trajeto do raio, de forma que

a atenuação calculada sobre o trajeto é proporcional à atenuação medida. Estes

valores são então armazenados no computador para os elementos da matriz

envolvidos, e o processo é repetido para cada soma de raio da imagem. Cada

elemento da matriz assim recebe uma contribuição de cada raio que o atravessa.

Para aqueles voxels que o feixe atravessa obliquamente, é feita uma correção para

a contribuição. A imagem final assim obtida é bastante borrada em virtude da

superposiçaõ de que a atenuação do feixe ocorre uniformemente em todo o trajeto

do raio.

Entretanto, não importa quantas incidências são usadas, o efeito de

borramento nunca é completamente eliminado. Assim, é usada uma segunda

manobra matemática denominada operação de convolução ou processo de

filtragem. O objetivo do processo de filtragem é modificar os dados da soma de

raios, de forma que as projeções posteriores consistam em valores positivos e

negativos.

O procedimento de filtragem envolve uma operação matemática sobre a soma

do raio com uma função complexa que depende de vários parâmetros, incluindo

geometria do tubo de raios-x e detectores, e pode ser feita de várias formas,

dependendo do resultado desejado. Por exemplo, uma forma da função do filtro

poderia acentuar bordas e assim tornar a imagem mais nítida, enquanto que outra

borrará as bordas para alterações de densidade mais graduais. O filtro que torna as

bordas mais nítidas realçará a resolução espacial, mas simultaneamente diminuirá a

resolução da densidade. Assim, a escolha de filtro ou centro afeta a qualidade da 15

imagem, e o radiologista deve ser capaz de escolher o melhor filtro para um estudo

específico. Alguns fabricantes selecionam automaticamente os filtros para

procedimentos específicos em, lugar de exigirem que o radiologista escolha.

Número da escala de TC

Após um scanner de TC reconstruir uma imagem, os valores de pixel relativos

representam os coeficientes de atenuação lineares relativos, porque o processo de

reconstrução não conduz ao cálculo dos valores absolutos dos coeficientes de

atenuação. Entretanto, é útil quantificar o valor do pixel de forma que o médico

possa comparar a composição de um tecido com a de outro. Foi projetado um

sistema de numeração de TC que relaciona um número de TC aos coeficientes de

atenuação linear dos raios-x que é fornecido por

No de TC = K ( µ - µ w)

µw

onde µw é igual ao coeficiente de atenuação da água, e µ é o coeficiente de

atenuação do pixel em questão. Embora o scanner de TC EMI (Electronics Music

Industries, Ltd.) original usasse um valor de K = 500, o valor de K foi escolhido como

1000. Em homenagem a Godfrey Hounsfield, o inventor do estudo por TC, as

unidades de TC são denominadas unidades Hounsfield (UH). Utilizando-se UH, o ar

possui um valor de – 1000, a água um valor de 0, e o osso denso um valor de

+1000. Teoricamente é indiferente qual o valor de K usado para construir uma

escala de número de TC, desde que possa acomodar a precisão do scanner. Por

exemplo, se a resolução de densidade do scanner é de + 0,5%, então a precisão

relativa para resolução da densidade é de 1 parte em 200, se é necessária uma

escala de 200 (K = 200) ou maior para representar com precisão a resolução da

densidade. Assim K = 500 é generoso e foi o fator usado originalmente. O uso de um

fator de K = 1000 expande a escala ainda mais e pode causar confusão em alguns

scanners porque especifica um número de TC em uma resolução muito melhor que

a realmente presente (1 parte em 2000, ou aproximadamente 0,1%). A ampliação da

escala não aumenta a precisão de um scanner; por exemplo, uma precisão de +

0,5% traduz-se em + 2,5 números de TC com uma escala de 500 e + 5 números de

TC com uma escala de 1000.

16

CONSIDERAÇÕES DE QUALIDADE

Resolução espacial

Embora a qualidade da imagem seja subjetiva em vários aspectos, os

principais fatores – resolução espacial e de densidade – podem ser

quantitativamente especificados. A resolução espacial é uma medida da precisão na

representação de estruturas anatômicas, sendo mais comumente descrita em

termos do máximo da metade da largura total (MMLT). Este parâmetro é a medida

de quão bem um ponto é reproduzido na imagem. Considerar a imagem de um

ponto que poderia ser obtida colocando-se um fio fino com a ponta em água ou

plástico e realizando imagens através do fio. O ideal é que a imagem resultante seja

um fundo uniforme com um ponto brilhante designando a posição do fio. Na

verdade, a imagem demonstra o ponto brilhante, mas com uma periferia fraca e não

uma borda absolutamente nítida. Um perfil através da imagem – isto é, uma

representação da densidade da imagem ao longo de uma linha que atravessa o

centro do ponto – produz uma distribuição em forma de sino. Esta distribuição é

denominada a distribuição de resposta do ponto. A altura desta curva representa o

valor máximo da densidade, e a largura representa a incerteza na medida dos limites

exatos do fio. A MMLT é a largura da curva no ponto onde os valores de atenuação

correspondem a 50% do valor máximo. Quanto menor a MMLT, melhor é a

resolução. Isso pode ser constatado observando-se que um grande MMLT reflete

uma maior periferia atenuada, o que significa uma pior reprodução do objeto

verdadeiro.

Outro método de exame da resolução espacial é considerar imagens lineares.

Isso é semelhante ao exame de imagens puntiformes, exceto que a imagem seria

feita paralela a um fio em um meio e não transversal ao eixo. Se fosse usada uma

série de linhas de diferente espaçamento ou de diferentes tamanhos, a capacidade

de distinguir linhas separadas em uma imagem mediria a resolução espacial. Com

linhas muito finas, uma medida da resolução pode ser afirmada em termos do

número de linhas ainda discerníveis juntas em uma determinada distância. Assim,

falar-se-ia do número de linhas por centímetro é dita descrição da resolução no

domínio de freqüência. A freqüência neste caso é o parâmetro, linhas por

centímetro. Um perfil através da imagem da linha produz a curva de resposta da

17

linha, que é semelhante à curva de resposta do ponto. Novamente, pode-se falar de

MMLT, e a análise á semelhante àquela realizada com o ponto. Obviamente, as

duas curvas de resposta estão relacionadas.

A realização de uma operação matemática, denominada conversão de

Fourier, nestas curvas de resposta produz uma função denominada função de

transferência da modulação (FTM). A FTM é uma função importante porque

descreve as capacidades de resolução do sistema de forma mais satisfatória para a

maioria dos cientistas. A interpretação física da FTM é que esta exibe a fidelidade

relativa da imagem em comparação com o objeto real. Outra descrição da FTM é

mostrada na figura 1.15. o perfil retangular representa o perfil de densidade de um

objeto composto de linhas densas. O perfil de densidade da imagem reconstruída é

mostrado como retângulos com ângulos arredondados, e, ``a medida que as linhas

se aproximam, a região entre as linhas é preenchida em virtude da superposição das

funções de resposta. A razão entre a altura dos retângulos e a altura da depressão

entre as linhas torna-se menor à medida que as linhas se aproximam na imagem

reconstruída, mas obviamente é fixa no objeto. Esta alteração ou diminuição da

razão é observada como uma diminuição do contraste, sendo uma manifestação da

capacidade decrescente do sistema de distinguir pequenos objetos (ou pequena

separação de objetos). A FTM é basicamente o valor desta razão na imagem

dividido pelo valor da razão no objeto. À medida que a freqüência aumenta (mais

linhas por centímetro), a capacidade do sistema de reproduzir as linhas e vales com

precisão está diminuída, e, portanto, a fidelidade diminui. Com linhas muito

separadas, a FTM é de 1 – o valor máximo – e, à medida que a freqüência aumenta,

a FTM diminui. Assim, quanto maior a FTM em uma determinada freqüência, melhor

é a fidelidade – isto é, melhor é a resolução. Em sistemas com grandes valores de

FTM em elevadas freqüências, as bordas são definidas mais claramente, e tais

sistemas produzem imagens que parecem nítidas. Se freqüências elevadas são

exageradas em relação a baixas freqüências, o resultado é um realce da borda. As

técnicas para este realce de alta freqüência constantemente são usadas com

vantagem em radiologia, e este é o objetivo principal de métodos xenorradiológicos

ou métodos de subtração.

A resolução espacial é afetada por vários parâmetros de projeto, os mais

importantes dos quais são a escolha do filtro usado na reconstrução, tamanho da 18

abertura do detector, número de perfis de projeção obtidos, tamanho da matriz (ou

pixel), tamanho do ponto focal do tubo de raios-x, e contraste (densidade) relativo

entre o objeto e o fundo. Os dois últimos parâmetros são considerados após a

discussão sobre a resolução da densidade.

Efeitos do filtro sobre a resolução

Conforme discutido na seção anterior, o principal papel do filtro de convolução

é remover o borramento da imagem criado pelo processo de retroprojeção. Os

vários filtros controlam o grau de borramento da imagem criado por acentuação dos

componentes de alta freqüência encontrados nos dados. Para uma imagem nítida,

as elevadas freqüências espaciais sã o acentuadas, e isso possui o efeito de

aumentar a nitidez das bordas e melhorar a resolução. Se as elevadas freqüências

espaciais não são acentuadas, a imagem do objeto aparece mais borrada. Há uma

desvantagem porque o ruído da imagem aumenta e a resolução da densidade

diminui com a acentuação de elevadas freqüências espaciais. Paga-se por uma

imagem nítida com uma diminuição da resolução de densidade. Da mesma a forma,

aumentando-se a resolução da densidade, paga-se com a perda de alguma

resolução espacial e nitidez da imagem.

Tamanho da abertura do orifício do detector

A abertura do orifício para um detector específico está associada a um anel

de dados específicos ao redor do centro. Quando o tamanho do orifício aumenta ou

diminui, a largura do anel de dados aumenta ou diminui correspondentemente. A

largura deste anel de dados caracteriza o perfil de atenuação e é fundamental para a

resolução espacial. Teoricamente, a resolução poderia ser aumentada sem limite

mediante redução da abertura do orifício, mas as limitações práticas são governadas

por demandas razoáveis dos custos de fabricação e pelo fato de que, quando a

abertura do orifício diminui, o número de fótons que chega ao detector diminui,

assim exigindo doses de radiação nos pacientes para compensar a perda de fótons.

Número de perfis de projeção

Caso se deseje reconstruir uma imagem com uma matriz de n colunas por n

fileiras, então devem ser obtidas n² medidas ou somatórias de raios. Este critério 19

não é exigente para garantir resolução exigida, e a questão do número ótimo de

medidas angulares ou vistas deve ser respondida.

Tamanho da matriz

O tamanho do pixel deve ser de uma e meia a duas vezes menor que a

resolução desejada. Exceto se um elemento da matriz coincidir exatamente com um

objeto, a representação do objeto será em média dois ou mais pixels e, pode não ser

visualizada. A capacidade de modernas máquinas de produzir reconstrução com

zoom de grande ampliação resulta na produção de imagens com resolução maior

que aquela do scanner. Ao tentar realizar este feito necessário, o scanner produzirá

uma imagem com os mesmos dados em pixels adjacentes. A imagem resultante é

mais manchada e os limites do objeto tornam-se borrados.

Resolução da densidade

É o segundo principal fator que afeta a capacidade de um scanner de

descrever precisamente a anatomia. Como a maioria dos tecidos moles possui

densidade quase iguais, a consideração geralmente é a diferenciação de variações

de alguns pontos percentuais ou menos. Na computação de qualquer valor do pixel

há erro na forma de variação estatística, e é esta variação que limita a resolução da

densidade final. Esta variação é denominada ruído da imagem e manifesta-se como

um fundo granuloso ou mosqueado (mottle). O parâmetro usado para avaliar esta

variação é o desvio-padrão (σ), e o procedimento habitual para avaliação de um

sistema é obter um scan de uma substância uniforme, como a água, e realizar o

cálculo.

O significado do desvio-padrão é que novos scans do mesmo banho de água

e um novo cálculo dos mesmos números TC pixel forneceriam valores em uma faixa

igual ao valor previamente calculado, mais ou menos o desvio-padrão em

aproximadamente 2 dentre 3 casos. Freqüentemente é expresso em forma de

percentagem (desvio-padrão computadorizado em unidades TC / faixa da escala).

Como o ruído é a limitação final na precisão da resolução da densidade, os

parâmetros que afetam ou induzem ruído devem ser compreendidos. Os parâmetros

20

mais importantes são fluxo de fótons, dispersão de raios-x, erro induzido por

computação, resposta de freqüência do filtro, e tamanho do voxel.

MANIPULAÇÃO DA IMAGEM

Procedimento bastante utilizado nesta área. Permite que você altere o nível e

número de tons de cinza na imagem. É utilizado um écran de visualização interativo,

que permite ao radiologista selecionar uma pequena faixa de tons de cinza de toda a

escala de número TC e reajustar os limites de preto e branco.

PRINCIPAIS EXAMES REALIZADOS

TC de Crânio

O propósito da TC de crânio é fornecer um diagnóstico definitivo que

geralmente não exige exames complementares para verificação. A TC de crânio, em

muitas circunstâncias, fornece esse alto grau de confiabilidade, Trauma craniano

agudo, por exemplo, pode resultar na formação de hematoma epidural ou subdural.

Esse tipo de lesão pode ser diagnosticado rapidamente, com precisão e

inequivocamente através da TC de crânio.

TC de Tórax

O propósito da TC torácica é servir como adjunto diagnóstico à radiografia

convencional de tórax. Entretanto, devido à relação custo\beneficio, a radiografia

convencional de tórax ainda é a ferramenta primária de rastreamento em pacientes

com suspeita de doença torácica. A TC serve como uma modalidade de obtenção de

imagens valiosa na avaliação e manejo de condições previamente diagnosticadas.

TC abdominal e Pélvica

Com o advento da TC, a habilidade para diagnosticar morfologia abdominal e

pélvica foi significativamente acentuada. Devido à sua velocidade e precisão, a TC

se tornou uma ferramenta de controle e tratamento eficaz para doença abdominal e

pélvica e tem sido especialmente útil em casos de malignidade. O uso de exames

diagnósticos padrões, tais como colangiopancreatografia retrógrada endoscópica

(CPRE), foi muito reduzido devido à abrangência e à relação custo\beneficio da TC.21

CUIDADOS NECESSÁRIOS

As mulheres grávidas ou aquelas que poderiam possivelmente estar grávidas

não devem ser expostas a uma TC a menos que os benefícios diagnósticos

compensarem os riscos. As pacientes grávidas não devem ser submetidas a TC de

corpo inteiro ou abdominais. Os técnologos estão instruídos não repetir películas se

houver uns erros. As pacientes grávidas que fazem uma TC ou raio X afastado da

área abdominal podem ser protegidos por um avental de chumbo para proteção do

feto.

Os agentes do contraste são usados freqüentemente em exames de TC e o

uso destes agentes deve ser discutido com o médico antes do procedimento. Os

pacientes devem assinar um formulário autorizando a administração do contraste.

Um dos agentes comuns do contraste, iodo, pode causar reações alérgicas. Os

pacientes que são alérgicos ao iodo (ou a frutos do mar) devem informar o médico

antes da varredura de TC.

Cuidados posteriores

Nenhum cuidado posterior é requerido geralmente depois de uma varredura

de TC. Imediatamente depois do exame, o responsável continuará observando o

paciente para possíveis reações adversas do contraste. Os pacientes são instruídos

a falar para o técnico caso esteja ocorrendo alguma reação alérgica, como

dificuldade respiratória.

VANTAGENS DA TC

A TC pode cobrir extensas seções do corpo num só exame. Normalmente,

uma ou duas áreas de um órgão são examinadas, como, por exemplo, o pulmão e a

região abdominal, a cabeça e o pescoço, etc. Os parâmetros adquiridos através das

medições podem ser traduzidos em fotografias. Estas são imagens transversais de

22

planos extremamente finos do interior do corpo. Portanto, em muitos casos, mesmo

o mais minúsculo processo patológico pode ser identificado.

Vantagens em relação a outros exames

A TC tem três vantagens gerais importantes sobre a radiografia convencional.

A primeira é que as informações tridimensionais são apresentadas na forma de uma

série de cortes finos na estrutura interna da parte em questão. Como o feixe de

raios-x está rigorosamente colimado para aquele corte em particular, a informação

resultante não é superposta por anatomia sobrejacente e também não é degradada

por radiação secundária e difusa de tecidos fora do corte que está sendo estudado.

A segunda é que o sistema é mais sensível na diferenciação de tipos de

tecido quando comparado com a radiografia convencional, de modo que diferenças

entre tipos de tecidos podem ser mais claramente delineadas e estudadas. A

radiografia convencional pode mostrar tecidos que tenham uma diferença de pelo

menos 10% em densidade, enquanto a TC pode detectar diferenças de densidade

entre tecidos de 1% ou menos. Essa detecção auxilia no diagnóstico diferencial de

alterações, tais como uma massa sólida de um cisto ou, em alguns casos, um tumor

benigno de um tumor maligno.

Uma terceira vantagem é a habilidade para manipular e ajustar a imagem

após ter sido completada a varredura, como ocorre de fato com toda a tecnologia

digital. Essa função inclui características tais como ajustes de brilho, realce de

bordos e zoom (aumentando áreas especificas). Ela também permite ajuste do

contraste ou da escala de cinza, o que é chamado de “ajuste de janela” para melhor

visualização da anatomia de interesse.

23