Tomografia computadorizada tecnologia_e_funcionamento_equipamentos

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TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA

TECNOLOGIA E FUNCIONAMENTO DOS EQUIPAMENTOS

Denise Yanikian Nersissian1

1 HISTÓRIA DA TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA

O desenvolvimento da tomografia computadorizada foi uma revolução para a

medicina, permitindo que órgãos e tecidos fossem visualizados sem sobreposição

de imagens, podendo-se ainda escolher a vista anatômica (axial, coronal ou sagital)

mais favorável para o correto diagnóstico.

“Tomos” é uma palavra grega que significa “corte” ou “seção”. As primeiras imagens

deste tipo foram obtidas por meio da superposição de várias aquisições mantendo-

se um objeto de interesse em foco e todos os outros apareciam desfocados (Figura

1). Esta técnica ficou conhecida por: estratigrafia, planigrafia, planeografia,

laminografia ou ainda tomografia convencional1.

1 Física Médica do Instituto de Física da Universidade de São Paulo. Doutora em Tecnologia Nuclear - Aplicações (Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares - SP), Especialista em Radiologia Diagnóstica (Associação Brasileira de Física Médica)

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Figura 1 Representação do princípio de funcionamento de um planígrafo. (a) Raios X e filme

produzem as imagens A1 e B1 dos objetos A e B, (b) raios X e filmes se movem

simultaneamente, de forme que a imagem A2 se sobrepõe a imagem de A1, o mesmo

não acontece com B2, assim gera-se uma imagem desfocada de B

O que eu preciso saber da história dos desenvolvimentos da tomografia?

É importante destacar os pesquisadores e experimentos que contribuíram para o

desenvolvimento da tomografia computadorizada:

Johann Radon2: um matemático austríaco que publicou em 30 de abril de

1917 uma teoria que possibilitou a resolução de um sistema matemático

que foi utilizado posteriormente no tratamento das imagens em tomografia

computadorizada; esta teoria ficou conhecida como “Transformada de

Radon”.

David E. Kuhl e Roy Q. Edwards1: apresentaram a ideia da tomografia

por seção transversal utilizando um radioisótopo emissor de radiação

gama e dois filmes que eram simultaneamente expostos em linhas finas;

isto se tornaria a origem do funcionamento do que hoje é utilizado nos

equipamentos de tomografia por emissão.

⇒ Princípio de funcionamento do planígrafo: Digamos que o ponto A na

Figura 1 seja uma estrutura que se deseja visualizar na imagem. Ao se angular o

feixe, obtêm-se várias projeções, que nada mais são do que um perfil de

intensidade ou de atenuação em cada ângulo de incidência do feixe de raios X.

Neste caso, o ponto A está no plano de interesse e o ponto B não está. Assim, nas

exposições seguintes, haverá uma sobreposição das imagens do ponto A sem

distorções perceptíveis, enquanto que as imagens do ponto B se deslocarão

causando um borramento deste.

⇒ Sistema matemático ou Sistema: conjunto de equações cujo objetivo é

buscar a solução para cada uma das incógnitas ou variáveis.

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William H. Oldendorf1: utilizando uma fonte radioativa, este médico

neurologista americano, verificou que uma estrutura interna dentro de

estruturas densas pode ser visualizada por meio de medições de

transmissão em várias projeções ou ângulos. A Figura 2 apresenta, de

forma simplificada, o experimento de Oldendorf, que continha uma fonte

de 131I colimado e um detector composto por um material cintilador

acoplado a uma fotomultiplicadora. O objeto simulador era composto por

vários anéis de fios de ferro montados em um bloco de material plástico; este simulava parte superior do crânio. Um anel de alumínio era colocado

no meio dos anéis de ferro e todo este conjunto andava sobre um trilho

em uma plataforma, que por sua vez girava:

Figura 2 Experimento de Oldendorf utilizando uma fonte de 131I colimado e um detector

composto por um material cintilador acoplado a uma fotomultiplicadora

⇒ Radioisótopo: é um material radioativo que possui um núcleo instável que

emite energia transformando-se em um átomo mais estável. É aplicado na

medicina tanto para tratamento em radioterapia quanto no diagnóstico em exames

de medicina nuclear.Error! Bookmark not defined.

⇒ Radiação gama: é um tipo de radiação ionizante que é produzida no interior

do núcleo atômico. Error! Bookmark not defined.

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Godfrey Newbold Hounsfield1: nasceu no ano de 1919 (Nottinghmshire,

Inglaterra) e estudou engenharia eletrônica e mecânica. Ele fazia parte do

grupo de desenvolvimento da empresa EMI, a mesma que produzia os

discos dos “The Beatles”. Nos experimentos laboratoriais, Hounsfiled

utilizou um conjunto fonte-detector composto por uma fonte de raios gama

que executava um movimento de varredura através de uma plataforma,

onde era posicionado o objeto de interesse. Esta plataforma girava em

intervalos de um grau e cada corte registrava 28 mil medições

armazenadas em uma fita de papel. Todo o processo de aquisição e

processamento das imagens da peça anatômica sob estudo levava nove

dias. Posteriormente, ele conseguiu otimizar este tempo para 9 horas,

substituindo a fonte gama por uma tubo de raios X.

O primeiro protótipo de equipamento aplicado clinicamente foi

apresentado em 1971, era dedicado a exames do crânio e o tempo total

de aquisição e geração das imagens era de 20 minutos. Com os avanços

dos microcomputadores este tempo foi reduzido para 5 minutos. O

primeiro estudo clínico foi realizado no Atkinson-Morley Hospital em uma

paciente com suspeita de lesão cerebral e a imagem obtida pelo exame

mostrava um grande cisto circular de aparência escura6.

Allan MacLeod Cormack1: nasceu em 1924 (Johannesburg, África do

Sul), estudou física nuclear na Cambridge University, trabalhou como

professor de física na University of Cape Town. Como único físico nuclear

desta cidade, ele trabalhou no Groote Schuur Hospital e observando

exames de radioterapia, percebeu a importância de conhecer a atenuação

da radiação nos vários tecidos do corpo humano. Isto poderia ser avaliado

conhecendo-se os coeficientes de atenuação dos raios X e melhorariam a

precisão dos tratamentos na radioterapia. Depois, juntou-se ao grupo de

pesquisadores na Tufts University onde se aplicou nos estudos da teoria

matemática que era necessária para a reconstrução de imagens obtidas

em várias projeções.

A Figura 3 resume os principais pontos de desenvolvimento ao longo da história que

contribuíram para o que hoje conhecemos por tomografia computadorizada:

5

Figura 3 H

istórico das descobertas que precederam a tom

ografia

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1.1 GERAÇÕES DOS EQUIPAMENTOS DE TOMOGRAFIA

A subdivisão das diferentes tecnologias de equipamentos de tomografia

computadorizada introduzidas no mercado costuma ser numerada através de

gerações de equipamentos. Estas gerações estão basicamente relacionadas à

geometria de detecção e à forma como os componentes do sistema (tubo de raios X,

detectores e a maca onde é posicionado o paciente) se movimentam durante a

coleta de dados para a produção das imagens. A evolução dessas gerações busca,

em geral, a redução dos tempos de exames e a coleta de dados para a formação

das imagens, com o objetivo de viabilizar a reconstrução de imagens de boa

qualidade mesmo com a presença de movimentos involuntários dos órgãos em

estudo.

Contudo, não há um consenso sobre a definição dessas gerações dos

equipamentos. A maioria dos autores1,3,4 assume que existem quatro ou cinco

gerações de tomógrafos até os dias atuais, sendo algumas delas variações da

terceira geração.

⇒ Movimento de translação: quando o objeto se movimenta em uma direção, com a mesa de exames andando continuamente ou incrementando passo a passo durante a aquisição das imagens nos exames de tomografia.

⇒ Movimento de rotação: quando o objeto gira ao redor de seu próprio eixo, como o conjunto formado pelo tubo de raios X e o detector girando ao redor do paciente nos exames de tomografia.

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A. PRIMEIRA GERAÇÃO

Movimento do conjunto fonte-detector: Translação e rotação (1o de cada vez)

Geometria do feixe: Muito colimado (feixe “lápis”)

Detector: Um ou dois detectores

Tempo de aquisição: 5 minutos (em média)

A geometria de aquisição de dados dos primeiros equipamentos era baseada em um

princípio de rotação-translação1,3, 4 , 5 , 6 , no qual um feixe de raios X altamente

colimado atravessava o paciente e era coletado por um ou dois detectores. Este

feixe de raios paralelos gerava um perfil de projeção a cada varredura (translação).

Após uma translação, o tubo e o detector giravam um grau e transladavam

novamente para coletar informações de uma direção diferente. Este processo era

repetido até circunscrever 180º ao redor do paciente e esses equipamentos

gastavam seis minutos, em média, para executar todo este processo (Figura 4).

Figura 4 Equipamento de tomografia de 1ª geração

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B. SEGUNDA GERAÇÃO

Movimento do conjunto fonte-detector: Translação e rotação (6o de cada vez)

Geometria do feixe: Divergente (formato de leque)

Detector: 30 unidades

Tempo de aquisição: 20 segundos (em média)

Nesta geração de tomógrafos, o número de detectores aumentou resultando em

uma geometria de feixe em forma de um pequeno leque com origem no tubo de

raios X1,5,6. Após uma varredura, o tubo e o conjunto de detectores realizavam um

movimento de rotação (6o a cada giro), completando um ciclo. Este processo era

repetido até circunscrever 180º em torno do paciente. Isto acarretou em mudanças

significativas no processo de reconstrução das imagens, que agora deveria ser

capaz de manipular as informações obtidas a partir de uma projeção de um feixe em

forma de leque. Foi elaborado um arranjo composto por 30 detectores, que eram

capazes de coletar todas as projeções em torno de 20 segundos (Figura 5).


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C. TERCEIRA GERAÇÃO

Movimento do conjunto fonte-

detector: Rotação-rotação (giro completo - 360o)


Detector: Formato de arco de 30o a 40o

Tempo de aquisição: Menor que 1 segundo (em média)

Limitações: Cabos de alta tensão (slip ring)

Artefatos: Formato de anel (detector descalibrado ou com defeito)

Equipamentos desta geração (Figura 6) realizavam uma coleta completa dos perfis

das projeções em rotação de 360o do conjunto fonte-detector. A geometria do feixe

ainda possui formato de leque e atingia o conjunto de detectores posicionados em

arcos de 30º a 40º1,5,6. As limitações de aquisição estavam no sistema gerador, pois

o tubo de raios X era alimentado por cabos de alta tensão, que ficavam torcidos ao

final de cada giro do gantry, era necessário então rotacionar no sentido contrário

para “desenrolar” os cabos e assim possibilitar uma nova aquisição. Assim,

sequências axiais, com incremento da mesa eram realizadas em diversos exames.

Esses equipamentos realizavam a varredura em tempos menores que 1 segundo, o

que resultou na diminuição da quantidade de artefatos gerados devido aos

movimentos do paciente.

⇒ Cabos de alta tensão: cabos de alimentação que levam tensão do gerador

ao tubo de raios X.

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D. QUARTA GERAÇÃO

Movimento do conjunto fonte-detector: Rotação-estacionário (giro completo - 360o)


Detector: Arco de 360o, composto por 4000 unidades detectoras


O projeto dos tomógrafos de 4a geração (Figura 7) consistia de um conjunto detector

composto por um arco de 360o (contendo 4000 unidades, em média) que se

mantinha estacionário, enquanto o tubo de raios X rotacionava ao redor do

paciente1,5,6. Uma vantagem dos equipamentos desta geração foi o fato de obter-se

uma alta amostragem das projeções, pois a mesma área do detector era atingida por

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uma grande quantidade de fótons de raios X (isto devido à geometria do feixe e à

maneira como os fótons chegavam ao detector), o que minimizou os artefatos de

descontinuidade. Era possível também, calibrar e normalizar (equalizar) o sinal em

cada detector, isto evitou artefatos do tipo anel, nesta geração de equipamentos.

Porém, como cada detector era atingido por fótons provenientes de feixes muito

largos, isto produzia muita radiação espalhada. Outra desvantagem estava

associada ao custo de um equipamento deste tipo, pois eram necessários cerca de

4000 elementos detectores distribuídos em uma grande circunferência ao redor do

paciente. Tal número era devido a uma abertura de suficiente do gantry para caber

um paciente e também para manter o tubo de raios X a uma distância aceitável até o

paciente.


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E. QUINTA GERAÇÃO – EBCT

Movimento do conjunto fonte-

detector: Estacionário-estacionário

Geometria do feixe: Feixe de elétrons – fótons em leque

Detector: Anéis de tungstênio

Tempo de aquisição: 50 milissegundos

Aplicação Exames cardíacos

Os tomógrafos desta geração foram construídos entre 1980 e 1984 com a finalidade

de aplicação em exames cardíacos. Os tomógrafos por feixe de elétrons (do inglês:

electron beam computer tomography – EBCT) eram capazes de obter imagens do

coração praticamente sem movimento, pois conseguiam adquirir imagens em 50

milissegundos minimizando assim artefatos de movimento, inerentes às imagens

cardíacas. Nestes equipamentos, a rotação da fonte era obtida por meio de campos

magnéticos, atingindo anéis de tungstênio, gerando radiação X. Os fótons de raios X

atravessavam o paciente e eram capturados por detectores que estavam

posicionados em oposição aos anéis de tungstênio. Neste sistema, tanto a fonte

(anéis-alvo) quanto os detectores eram estacionários (Figura 8).


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F. HELICOIDAL

Movimento do conjunto fonte-detector: Rotação-rotação

Geometria do feixe: Feixe cônico

Detector: Fileira única


Aplicação Diversas regiões anatômicas

Pode-se dizer que esta é uma variação da 3a geração de equipamentos de

tomografia. O que tornou a tomografia helicoidal ou espiral (Figura 9) possível foi o

desenvolvimento de uma nova tecnologia conhecida por slip ring (anéis deslizantes),

que eliminou o problema dos cabos de alta tensão que limitavam as aquisições na 3a

geração1,5,6. Tal sistema permitia que o contato elétrico entre o gerador e o tubo de

raios X fosse feito por meio de “escovas” que deslizavam em um anel metálico.

Assim, tornou-se viável a aquisição das projeções enquanto a mesa se

movimentava, obtendo-se imagens volumétricas. Como resultado do movimento

combinado entre a rotação do sistema tubo-detectores e do movimento da mesa, a

fonte de raios X se movia como se formasse um padrão helicoidal ao redor do

paciente. Outro conceito importante criado neste período foi o fator de passo (pitch),

definido pelo movimento da mesa do paciente a cada 360o de rotação do tubo de

raios X e pela largura do feixe de raios X.

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Figura 9 Equipamento de tomografia helicoidal

MULTIDETECTORES (MULTISLICE)

Movimento do conjunto fonte-detector: Rotação-rotação

Geometria do feixe: Feixe cônico

Detector: Múltiplos–aquisição simultânea

Tempo de aquisição: Frações de segundos

Aplicação Diversas regiões anatômicas e específicas

Apesar dos grandes avanços obtidos com a tomografia helicoidal, algumas

aplicações clínicas, como a angiografia por tomografia exigia cobertura de volumes

maiores, porém os equipamentos helicoidais contendo uma fileira para aquisição

não eram rápidos o suficiente para obterem imagens de boa qualidade no pico de

concentração do material de contraste nas veias e artérias do paciente. Diante de

necessidades como esta, os fabricantes desenvolveram os equipamentos de

múltiplos detectores (Figura 10). O primeiro equipamento com esta tecnologia é de

1998 com a configuração de quatro fileiras detectoras que faziam aquisições

simultâneas, agilizando o processo de obtenção das imagens1,3,5,6.

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Figura 10 Equipamento de tomografia de múltiplos detectores (multislice)

Na tomografia de uma única fileira detectora (single slice), a espessura de corte era

determinada pela abertura do colimador, o que era bom para aumentar a quantidade

de fótons de raios X que atingia o paciente (Figura 11a)1,3,5,6. Porém, a resolução

espacial piorava, pois a quantidade de radiação espalhada aumentava no paciente

e, consequentemente, esta atingia os detectores elevando o ruído, o que

comprometia a visualização de estruturas importantes em um exame. Nos

equipamentos de múltiplos detectores, a colimação (n x d) passou a ser determinada

pela combinação, entre o tamanho do elemento detector (d) associado à quantidade

de fileiras de detectores selecionadas (n); a espessura de corte pode ser escolhida

entre as possibilidades de cada colimação (Figura 11b).

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Figura 11 Diferença da colimação selecionada em um equipamento com uma fileira detectora

(a) e em um equipamento de múltiplos detectores (b)

Por serem detectores do tipo estado sólido, já não seria mais possível mudar

fisicamente a largura do detector para atender a um protocolo de exame. Era

necessário agrupá-los entre si, por meio de controle computacional, para se

ajustarem à espessura selecionada para a representação da imagem. Os fabricantes

escolheram construir as fileiras detectoras de duas maneiras: homogêneas (todas as

fileiras com o mesmo tamanho de detector - Figura 12a) e híbridas (fileiras com

tamanhos diferenciados - Figura 12b)7. Atualmente, encontram-se equipamentos

com 4, 8, 16, 32, 40, 64, 128 e 320 fileiras detectoras. Apenas como um exemplo:

um equipamento de 16 fileiras possui, em média, 750 detectores por fileira,

chegando a um total de 12 mil detectores individuais. Os arranjos entre as fileiras

detectoras podem ser exemplificados para um equipamento de 16 fileiras com

espessura de detector de 0,625 mm (colimação = 16 x 0,625 mm), é possível

selecionar espessuras de corte de 0,625, 1,25, 2,5 e 5,0 mm, gerando 16, 8, 4 e 2

imagens, respectivamente (Figura 13).

(a) (b)

17

Figura 12 Diferença entre os detectores homogêneos (a) e híbridos (b)

Figura 13 Exemplo de arranjo de detecores para um tomógrafo de 16 fileiras: (a) 0,625 mm – 16

imagens, (b) 1,25 mm – 8 imagens, (c) 2,5 mm – 4 imagens e (d) 5,0 mm – 2

imagens

(a)

(b)

(a) (b) (c) (d)

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2 COMPONENTES DO EQUIPAMENTO DE TOMOGRAFIA

Os vários componentes dos equipamentos de tomografia computadorizada são

apresentados a seguir:

A. GANTRY

Trata-se da estrutura principal do equipamento de tomografia, pois em seu interior

(Figura 14) encontram-se: tubo de raios X, sistemas elétricos que possibilitam a

geração da radiação e o conjunto de detectores (Figura 15). Na parte externa,

localizam-se os comandos (Figura 16) para movimentar a mesa e inclinar o próprio

gantry em aplicações específicas, além do sistema laser para alinhamento do

paciente, que permite o correto posicionamento em relação ao isocentro do

equipamento no plano x-y (axial ou transversal), o plano x-z (coronal) e o plano y-z

(sagital)3,8.

Figura 14 Interior do gantry de um equipamento Philips, modelo Brilliance

Conjunto de detectores Cúpula com

tubo de raios X

Colimador pré-paciente

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Figura 15 Ilustração que representa o gantry e seus componentes internos e externos com a

identificação dos planos considerando o sistema de alinhamento laser

Figura 16 Painel de comando do Philips, modelo Brilliance 64 (a) e do Philips modelo Brilliance

iCT (b) para movimentar a mesa e o gantry

B. GERADOR: BAIXA E ALTA FREQUÊNCIA

Os primeiros equipamentos de tomografia operavam com geradores trifásicos de

baixa frequência (60 Hz) que se conectavam ao tubo de raios X por meio de longos

cabos de alta tensão, pois ficavam localizados fora do gantry (Figura 17a). Esses

cabos impediam que o tubo girasse continuamente sem antes retroceder e então

executar a próxima aquisição axial, que era realizada fatia por fatia (sistemas não

helicoidais).

(a) (b)

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Os circuitos atuais são de alta frequência (3000 Hz) e funcionam transformando a

baixa tensão de entrada da rede elétrica em alta tensão que alimenta o tubo de raios

X para produção da radiação. Por serem pequenos, todos os circuitos que compõem

o gerador ficam dentro do gantry e giram ao redor do paciente (Figura 17b). Nestes

geradores, aplica-se a tecnologia dos anéis deslizantes (slip rings) que permitem a

rotação contínua do conjunto fonte-detector enquanto a mesa com o paciente de

desloca pelo gantry.

Figura 17 Equipamento de 3ª geração, utilizando cabos de alta tensão entre tubo de raios X e

gerador, o que obrigava o conjunto a retroceder a cada rotação do gantry (a) e

Equipamento helicoidal com a tecnologia dos anéis deslizantes (b)

C. TUBO DE RAIOS X

O funcionamento de um tubo de raios X utilizado na tomografia computadorizada

segue os mesmos princípios de um tubo da radiologia convencional. Ele é composto

pelo catodo e anodo inseridos em um invólucro de vidro a vácuo. Devido às

necessidades da tomografia helicoidal e de multidectetores, que permitem a

aquisição de imagem de grandes extensões do corpo de forma contínua por tempos

de até 60 s de irradiação com altas correntes, estes tubos necessitam de uma

capacidade térmica maior, tanto no armazenamento, quanto na dispersão do calor

produzido no processo de geração dos raios X6,8.

(a) (b)

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Os tubos convencionais de vidro (borosilicato) que garantiam o bom isolamento

térmico e elétrico deram lugar a tubos com revestimento metálicos e isolantes

cerâmicos entre o anodo e catodo. Com isso, anodos mais espessos e maiores -

diâmetro de 200 mm comparados aos 120 mm dos anodos convencionais - foram

construídos melhorando a relação de troca de calor. Outra inovação foi a utilização

de novos materiais para o anodo, a antiga composição possuía um base de titânio,

zircônio e molibdênio, com uma pista de ponto focal contendo 10% de rênio e 90%

de tungstênio. Porém, todo este conjunto era muito pesado e foi substituído por uma

base de grafite, que tem uma capacidade dez vezes maior que o tungstênio para

dissipar o calor e por ser mais leve, pode ser utilizado na tomografia helicoidal, a

pista do ponto focal permaneceu a mesma. A capacidade térmica de um tubo de

raios X para tomografia é da ordem de 8 MHU e a taxa de dissipação é de

1 MHU/min. A vida útil de um tubo com essa tecnologia pode variar de 10 mil a 40

mil horas, dependendo dos cuidados com sua utilização, enquanto os tubos

convencionais duram aproximadamente mil horas4,6,8. 9

D. FILTROS

Assim como em radiologia convencional, o feixe de raios X na tomografia é

policromático ou polienergético, isto é, a radiação emitida pelo tubo é composta por

fótons (pacotes de energias) de várias energias, conhecido como espectro (Figura

18). O significado disto é o seguinte: considere um sistema que tenha sido acionado

com 120 kV de tensão, isto produzirá fótons com energias entre 0 e 120 keV em

uma distribuição contínua da radiação (radiação de freamento - bremsstralung). Para

garantir que as imagens sejam reconstruídas de forma adequada, é necessário

“uniformizar” os feixes provenientes do feixe e que interceptarão o paciente e depois

atingirão os detectores para formação da imagem.

⇒ HU (heat unit): é a quantidade de calor que pode ser produzida em tubo de

raios X com gerador operando em 1 kVp, com uma corrente média de 1 mA

durante 1 s.9

22

Figura 18 Espectro de radiação X gerado para 120 kV

Assim, os fabricantes utilizam um filtro com formato geométrico semelhante a uma

gravata borboleta (bow tie filter) posicionado entre o tubo e o paciente (Figura 19). A

geometria deste filtro consiste em ser mais espesso nas extremidades que na região

central para poder compensar o formato elíptico o corpo humano. Com isso, as

regiões centrais do corpo, que são mais espessas, recebem uma quantidade maior

de radiação que as regiões periféricas (mais finas) e o fluxo de radiação que atingirá

os detectores será mais uniforme.

Quando um feixe de radiação é interceptado por um filtro, o feixe é atenuado,

acontecendo alguns fenômenos; vamos considerar três situações:

1. Fótons de baixa energia são absorvidos pelo filtro, e, portanto, não

contribuirão com a dose no paciente

2. Fótons de energia intermediária interagem com o filtro e são reemitidos

com energias diferentes; depois atingirão o paciente e sofrerão interações

com ele, e atingindo os detectores para formar a imagem deste paciente.

3. Fótons mais energéticos atravessam o filtro e podem interagir com o

paciente da mesma maneira explicada no item 2.

Como os filtros alteram os fótons que compõem o feixe de radiação X, um dos

resultados observados é tornar este feixe mais penetrante, isto é, capaz de

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atravessar espessuras maiores ou com de maior densidade do corpo do paciente

(Figura 19). O termo adotado para este efeito é endurecimento do feixe. Novamente,

cabe lembrar que isto favorece o paciente, pois reduz a dose de radiação eliminando

os fótons de baixa energia que seriam absorvidos por ele antes de atingir com os

detectores. Porém, verificou-se nas primeiras gerações de equipamentos, que estes

filtros causavam artefatos provenientes do endurecimento do feixe, ou seja, o

sistema detector não conseguia responder adequadamente a esse efeito na

varredura de objetos circulares. Atualmente, os equipamentos de tomografia

possuem recursos em seus softwares de reconstrução das imagens que minimizam

tal artefato.

Figura 19 Princípio de funcionamento para dois modelos do filtro tipo gravata borboleta

E. COLIMADORES

Nos equipamentos de tomografia existem dois tipos de colimadores:

Pré-paciente: fica posicionado entre o tubo de raios X e o paciente,

interceptando o feixe de raios X; tem a mesma função do colimador da

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radiologia convencional, reduzir a dose no paciente e melhorar a

qualidade da imagem. Nos equipamentos com uma fileira detectora têm,

ainda, a função de definir a espessura do corte tomográfico.

Pós-paciente (pré-detector): tem a finalidade de minimizar a radiação

espalhada pelo paciente.

F. TIPOS DE DETECTORES

Após interagir com o paciente, os fótons de radiação sensibilizarão os detectores no

equipamento de tomografia e serão quantificados e processados por um sistema

eletrônico associado a estes detectores. Queremos apresentar algumas

características importantes dos detectores e descrever alguns tipos utilizados em

tomografia computadorizada. Para isso, começaremos falando algumas destas

características intrínsecas10:

Estabilidade: é a constância ou consistência com a qual um detector

responde. Nos processos de interação da radiação com os detectores,

serão necessárias calibrações frequentemente se não houver estabilidade

do sistema;

Eficiência: é a capacidade que um sistema detector tem para capturar,

absorver e converter os fótons de raios X em sinais elétricos;

Faixa dinâmica: descreve a razão entre o maior e o menor sinal capaz de

ser medido pelo sistema detector, por exemplo, em tomografia esta razão

é de 1 milhão para 1, o que significa que estes detectores são capazes de

diferenciar sinais de 1 mA e de 1 nA.

Tempo de resposta: refere-se à rapidez com a qual o detector consegue

diferenciar dois eventos (duas interações) da radiação de forma distinta,

isto é perceber uma interação, quantificá-la e se recuperar para um novo

processo. Esses tempos são necessariamente muito curtos

(milissegundos) para evitar problemas de emissão pós-luminescência e

empilhamento

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São dois os tipos de detectores associados aos equipamentos de tomografia

computadorizada: detectores à gás e detectores cintiladores. O primeiro tipo foi

utilizado na terceira geração dos equipamentos de tomografia, mas atualmente não

são mais encontrados. Resumidamente, os detectores a gás convertem a radiação

incidente diretamente em sinais elétricos, enquanto que os cintiladores convertem a

radiação em luz e depois esta luz é convertida em sinal elétrico (Figura 20)10.

Figura 20 Dois tipos de detectores: (a) detector cintilador que converte a radiação em luz e depois

em sinal elétrico e (b) câmara de ionização (gás) que convertem a radiação diretamente

em sinal elétrico

Conhecendo um pouco mais sobre os tipos de detectores10:

Detectores a gás: utilizados na 3a geração de equipamentos de

tomografia, compostos por câmaras individuais, preenchidas com gás

xenônio, altamente pressurizado (30 atmosferas). Sua configuração

básica pode ser observada na Figura 21, consistindo de câmaras de

ionização separadas por finas placas de tungstênio, que funcionavam

com placas coletoras dos íons gerados no processo de interação da

radiação com os átomo de xenônio da cavidade1,10. Uma tensão de

polarização (bias) correta precisava ser aplicada ao conjunto detector

para garantir que as placas coletassem os elétrons (e-) e íons positivos de

(a) (b)

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xenônio (Xe+) - Figura 21. Geralmente, esta tensão era mantida em 500 V,

de forma que se minimiza a possibilidade de recombinação destes pares

de íons, garantido que a quantidade de ionização fosse linearmente

proporcional à quantidade de energia absorvida pelos fótons de raios X.

Uma das maneiras de se avaliar o desempenho de um detector é a

verificação de quantos fótons de raios X incidentes são atenuados ou

detectados pelo conjunto de detectores; este parâmetro é chamado de

Eficiência Quântica Detectável (do inglês: Detective Quantum Efficiency).

Sob este aspecto, os detectores a gás apresentavam uma baixa eficiência

devido à baixa densidade do gás xenônio - alguns fótons de raios X

passavam pelo detector sem interagir com ele e, portanto, não eram

contados. Assim, constatou-se que uma eficiência de apenas 50 % a

60 % neste tipo de detector, isto é, apenas metade dos fótons que

atingiam o conjunto detector interagia por meio da ionização do gás no

interior da cavidade.

Figura 21 Funcionamento de um detector a gás ilustrando antes e depois da irradiação

Detectores cintiladores: a configuração de um sistema deste tipo consiste

em um material cintilador como o tungstato de cádmio (CdWO4) coberto

por um material refletor e acoplado a fotodiodos (Figura 22). Ao atingirem

o material cintilador os fótons de raios X são convertidos em fótons de luz

27

por meio de interações fotoelétricas, podem ocorrer dois fenômenos que

precisam ser entendidos: emissão primária (devido ao decaimento

intrínseco do emissor) e a emissão pós-luminescência; o segundo

processo compete com a cintilação e diminui a eficiência de detecção.

Assim, ao longo do desenvolvimento dos equipamentos de tomografia,

vários materiais foram estudados com a finalidade de encontrar-se um

tipo de cintilador onde tais efeitos não fossem significativos e atendessem

propriedades relacionadas à qualidade de imagem que serão explicadas

posteriormente. Outro item importante no processo de detecção deste

sistema é o material refletor. Seu papel é o de direcionar os fótons de luz,

que foram gerados em todas as direções na interação da radiação com o

material cintilador, para o fotodiodo; porém, como ocorrerão várias

reflexões e absorções no cintilador, apenas uma parte destes fótons de

luz será utilizada na produção dos sinais elétricos10. Analisando a

Eficiência Quântica Detectável (do inglês: detective quantum efficiency -

DQE) dos detectores cintiladores encontram-se níveis entre 98 % e

99,5 %.

Figura 22 Funcionamento de um detector cintilador

28

Para facilitar a compreensão relativa à eficiência destes tipos de detectores, veja a

Figura 23 que ilustra a diferença de Eficiência Quântica Detectável entre ambos.

Vamos dizer que temos 10 fótons de radiação incidindo sobre ambos os tipos de

detectores. Na Figura 23a, o detector tipo cintilador será capaz de detectar, pelo

menos, 90 % dos fótons incidentes e na Figura 23b, o detector a gás apresentará

uma eficiência de detecção de apenas 50 %.

Figura 23 Comparação da eficiência quântica de detecção entre detectores cintiladores e

detectores a gás

G. CONTROLE AUTOMÁTICO DE EXPOSIÇÃO

Pensando em prover maneiras de diminuir a dose de radiação nos exames de

tomografia, os fabricantes desenvolveram um sistema capaz de ajustar o valor da

corrente (mA) dependendo do11:

Tamanho do paciente;

Tipo de material (tecido); e

Ângulo de irradiação, porém garantido que a qualidade da imagem fosse

preservada.

Para se garantir uma boa qualidade de imagem, é esperado que uma quantidade

suficiente de fótons, chegue ao sistema detector, e tal quantidade depende das

interações dos fótons com o paciente. Portanto, espessuras maiores atenuam mais

fótons que espessuras menores e assim, uma menor quantidade de fótons chegam

29

ao detector. Com este conceito podemos concluir que um paciente pequeno pode

ser irradiado com uma corrente menor que um paciente grande consequentemente;

reduzindo a dose nestes pacientes (Figura 24).

Figura 24 Modos de operação do controle automático de exposição nos equipamentos de

tomografia computadorizada: tamanho de paciente

Outro conceito diz respeito à densidade do material (tecido) que está sendo

irradiado. Sabemos que o ar dentro dos pulmões é menos denso que os ossos,

produzindo as imagens escuras (pouco atenuadas pelo ar) e as imagens claras

(muito atenuadas nos ossos), respectivamente. Por meio do topograma (scout), o

equipamento de tomografia registra a posição de cada região anatômica sob estudo

associada à posição da mesa (eixo z), considerando os níveis de atenuação em

cada uma delas, durante a realização da aquisição das imagens para o exame, o

equipamento diminui o valor da corrente de irradiação quando passa por regiões de

menor atenuação e, consequentemente, aumenta a corrente quando se trata de

tecidos mais densos (Figura 25).

30


tomografia computadorizada: posição no eixo z

Há ainda uma terceira maneira de se controlar as alterações da corrente de

irradiação. Também utilizando o topograma, agora com duas direções de aquisição,

uma anteroposterior (AP) e outra lateral (LAT), verifica-se a espessura do paciente

em cada ângulo de irradiação (Figura 26). Quando o conjunto fonte-detector está na

posição 0o, o equipamento irradia com menor corrente, pois os fótons precisam

atravessar uma espessura menor daquele paciente, já quando está na posição 90o

irradia com uma corrente maior, devido a maior espessura do paciente (Figura 27)

Figura 26 Diagrama do topograma para varredura do paciente com o tubo de raios X em 0o para

vista AP do paciente (a) e com o tubo de raios X em 90o para vista LAT (b)

31


tomografia computadorizada: variação angular

Na prática, os fabricantes disponibilizam estes recursos de forma combinada, por

exemplo: pode-se corrigir o valor da corrente considerando a posição da mesa no

eixo z e os ângulos de irradiação. Vejamos na Tabela 1 como estes recursos estão

disponíveis nos equipamentos de quatro principais fabricantes:

Tabela 1 Controle automático de exposição dos quatro principais fabricantes de tomografia

Fabricante Tamanho

do paciente Eixo z Variação angular

GE Auto mA Smart mA

Philips DoseRight ACS DoseRight ZDOM DoseRight DDOM

Siemens CARE Dose 4D

Toshiba SUREExposure 3D

32

H. COMANDO DO EQUIPAMENTO

O equipamento de tomografia é controlado por um micro computador que contém os

softwares e hardwares necessários para selecionar todos os parâmetros elétricos,

permite a seleção de posicionamento do paciente, registro do exame e envio das

imagens adquiridas para posterior avaliação dos radiologistas.

Como funciona o comando de um equipamento de tomografia?

O primeiro passo é selecionar um novo paciente, registrá-lo no sistema colocando os

dados pessoais como: Nome, sexo, idade e peso. Veja a Figura 28:

Figura 28 Tela inicial de exame no equipamento de tomografia computadorizada, exemplo do

equipamento GE Discovery CT 750 HD

Idade

Nome do paciente

Sexo

Peso

33

Em seguida, de acordo com o pedido médico, selecionamos no “menu” do

equipamento a região anatômica onde será realizado o exame. Geralmente, os

fabricantes disponibilizam essas informações utilizando uma figura anatômica de

corpo inteiro (Figura 29) e ao selecionarmos a região de interesse, abre-se uma

nova janela onde configuramos os detalhes para execução do exame.

Na Figura 29, apresentamos a seleção de um exame da região no tórax, por

exemplo. Quando selecionado na figura anatômica, outra janela se abre

apresentando os diferentes protocolos configurados naquele tomógrafo. Outra

maneira é por meio de uma tecla de atalho para um exame de rotina no tórax,

também já pré-definido.

Figura 29 Tela em que é selecionado o protocolo de exame do equipamento GE Discovery CT

750 HD

34

A próxima etapa é a configuração topograma (scout) conforme exemplo da Figura

30:

- Posição do paciente: supino, decúbito, pé primeiro, cabeça primeiro;

- Plano do topograma: 0o (vista anteroposterior do paciente) ou 90o (vista

lateral do paciente)

- Tensão e corrente

- Posição da mesa de exames para início e final da aquisição da imagem

Figura 30 Tela do topograma do equipamento GE Discovery CT 750 HD

O resultado deste procedimento será uma imagem semelhante à Figura 31, que

mostra um topograma da região entre o tórax e o abdômen. As linhas em azul

mostram a seleção da região anatômica onde se deseja adquirir a imagens

tomográficas.

35

Figura 31 Imagem do topograma de um exame de abdômen; as linhas delimitam a extensão de

varredura do exame

Uma vez que definimos a região de varredura, prosseguimos para a próxima tela de

exame, onde selecionamos: as técnicas radiográficas, os dados de aquisição e os

dados de reconstrução das imagens, conforme descrito na Tabela 2 para um exame

típico. Existem ainda procedimentos específicos que exigem a escolha e

configuração de protocolos em outros níveis, mas isto depende dos recursos

disponíveis nos equipamentos de tomografia de acordo com cada fabricante.

36

Tabela 2 Parâmetros radiográficos: aquisição e reconstrução de imagens em um exame típico

de tomografia

O equipamento está pronto para iniciar a irradiação do paciente e aquisição das

imagens. A visualização prévia das primeiras imagens pode ser observada na Figura

32. A partir destas imagens é possível reconstruir as vistas sagital e coronal,

variando-se a espessura de corte de reconstrução, bem como associando-se outros

filtros de reconstrução.

Figura 32 Imagem de um exame típico de abdômen na tela do computador do equipamento de

tomografia

Radiográficos Dados de aquisição Reconstrução

Tensão (kVp) Axial ou Helicoidal Filtro

Corrente (mA) Colimação no detector Largura e níveis das tonalidades de cinza

Tempo rotação (s) Pitch ou velocidade da mesa Espessura de corte da reconstrução

Abertura do feixe de RX Espessura de corte Incremento ou intervalo da reconstrução

Inclinação do grantry Incremento ou intervalo Tamanho do campo de visualização

37

3 FORMAÇÃO DE IMAGENS

A. RECONSTRUÇÃO DE IMAGEM

As imagens em tomografia computadorizada são provenientes de projeções de

vários ângulos, isto é, como se fotografássemos um objeto em vários ângulos

diferentes. Em cada uma das fotografias veríamos a aparência do objeto sob aquele

ângulo. Para explicar este efeito, acompanhe a Figura 33.

Considere o objeto abaixo composto de um material homogêneo (cinza) e duas

estruturas densas (brancas): uma elipse e um círculo. Vamos fazer duas fotografias

em dois ângulos diferentes: um a 0o e outro em 90º, e observar o perfil de

tonalidades (aparência) do objeto em cada uma das projeções.

Figura 33 Aquisição em duas projeções (0o e 90º), com respectivos perfis de atenuação.

O equipamento de tomografia é capaz de fazer as aquisições em diferentes ângulos,

acumulando o perfil de tonalidade em cada um deles. Assim, esta coleção de

projeções formam os dados brutos (“Raw data”), chamado sinograma e está

apresentada a direita na Figura 34:

0o

90o

38

Figura 34 Aquisição em diversos ângulos com a formação do sinograma

O sinograma representa o alinhamento de todas as projeções ao longo de uma

matriz, isto é, se tomarmos cada ângulo de projeção do nosso objeto homogêneo

com duas estruturas brancas, e enfileirarmos os perfis de atenuação (m) em cada

ângulo adquirido em uma rotação do gantry (360º) teremos por exemplo: o mostrado

na Figura 35.

39

Figura 35 Perfis de atenuação que compõem a formação do sinograma

O próximo passo é rearranjar estas informações distribuídas na matriz do sinograma

de forma que elas representem a região anatômica sob estudo, a partir dos

coeficientes de atenuação dos tecidos irradiados. Isto é feito por meio de uma

operação matemática conhecida como convolução, que consiste em executar

operações entre matrizes numéricas que contenham as informações quantitativas

das imagens, isto é realizado utilizando-se algoritmos. A imagem é então visualizada

em um campo de visão (Field of view – FOV) que é composto por linhas e colunas

da matriz.

0o

270o

180o

90o

⇒ Matriz: conjunto de valores agrupados em linhas (horizontais) e colunas

(verticais). Podem-se realizar várias operações com as matrizes: adição, subtração,

multiplicação etc. Veja um exemplo de matriz do tipo 3 x 3:

a11 a12 a13

a21 a22 a23

a31 a32 a33

Linha

Coluna

40

⇒ Algoritmos: rotinas de programação que descrevem as etapas que precisam ser

realizadas para que um programa específico execute corretamente suas tarefas.

⇒ Matriz em tomografia: é um conjunto de dados numéricos distribuídos entre

linhas e colunas. Normalmente em tomografia as imagens são produzidas em matrizes

de 512 linhas por 512 colunas, representados por 512 x 512. A reconstrução das imagens

consiste em resolver simultaneamente 5122 = 262.144 equações. Nos equipamentos

modernos, estão disponíveis matrizes maiores (1024 x 1024) que melhoram a resolução

espacial, porém requerem mais tempo para reconstrução das imagens. Cada célula (ou

posição) na matriz é chamada de elemento de imagem (do inglês picture element ou

pixel). Um pixel é a representação bi-dimensional de um elemento de voluma (do inglês

volume element ou voxel); o voxel é o produto entre o tamanho do pixel e a espessura de

corte.

41

A técnica de reconstrução mais utilizada é a chamada de convolução em

retroprojeção que pode ser do tipo simples ou do tipo filtrada. Em uma retroprojeção

simples, também conhecida como método de soma ou da superposição linear, cada

valor de atenuação é adicionado em todos os pixels na memória do computador ao

longo de cada ângulo adquirido. Como exemplo, vamos considerar apenas seis

projeções conforme a Figura 36, as projeções de um objeto circular deveriam

representar perfeitamente tal objeto em sua forma, porém resultam em uma imagem

sem nitidez e borrada, pois a atenuação dos raios X não é uniforme. Apesar de ser

um resultado insatisfatório, com relação à qualidade da imagem obtida, a imagem

reconstruída reproduz o objeto originalmente irradiado.

⇒ Campo de visão (Field of View – FOV): é o diâmetro selecionável de interesse

em uma imagem. Aqui é importante registrar que podem-se ajustar dois tipos de FOV em

um equipamento: o SFOV (scaned field of view), que é geralmente selecionado de acordo

com a parte anatômica a ser estudada e o DFOV (displayed field of view), que é

geralmente escolhido no processamento de forma a agrupar ou magnificar uma região

onde se tenha interesse diagnóstico. Outra questão importante é que o FOV está

associado ao tamanho do pixel e ao tamanho da matriz da imagem conforme:

DOFV = 250 mm DFOV = 450 mm

42

Figura 36 Exemplo de reconstrução em retroprojeção simples

Para melhorar a aparência, cada projeção precisa passar por um filtro de convolução

(também chamado de kernel ou algoritmo de reconstrução) antes da retroprojeção,

que nada mais é do que uma manipulação matemática dos dados de atenuação de

todas as projeções. Este algoritmo de reconstrução é chamado de projeção

retrofiltrada (do inglês: Filtered Back Projection – FBP) e é amplamente utilizada nas

imagens de tomografia. Utilizando as mesmas seis projeções, obtemos um bom

resultado de qualidade de imagem (Figura 37).

Dependendo do tipo de filtro aplicado, isso pode influenciar características das

imagens, podendo variar entre filtros de suavização (smoothing), nitidez (sharp) ou

reforço de borda (edge enhancing).

Figura 37 Exemplo de reconstrução em retroprojeção filtrada

43

Existem, ainda, outros tipos de filtros de reconstrução, transformadas de Fourier,

analíticas e iterativas. Algumas têm aplicações específicas e vêm ganhando

importância à medida que componentes eletrônicos mais rápidos e de menor custo

se tornam accessíveis. Esses métodos são mais suscetíveis aos efeitos de ruído e,

normalmente, os tempos de reconstrução são significativamente altos, quando

comparados ao FBP.

Aplicam-se, também, algoritmos de pós-processamento na reconstrução de imagens

em outros planos (sagital e coronal) a partir das imagens axiais, são conhecidos por

reconstrução multiplanar (multiplanar reconstrution - MPR) e resultam em projeções

de máxima intensidade (maximum intensity projection - MIP)4.

B. NÚMERO CT E A ESCALA HOUSNFIELD

Na radiologia convencional, apenas os fótons transmitidos de raios X, representados

pelos padrões de cinza, são utilizados para gerar a imagem diagnóstica. Na

tomografia computadorizada, essa intensidade também é importante. Além disso, a

intensidade primária, isto é, sem atenuação, precisa ser medida para se calcular a

atenuação ao longo de cada fóton entre a fonte e o detector, seguindo uma a

relação matemática apresentada na equação (1)3,4,6:

(1)

Onde: I – Intensidade atenuada por um objeto

Io – Intensidade não atenuada por um objeto

µ – Coeficiente de atenuação linear

x – Espessura de material

A intensidade da radiação diminui de forma exponencial com o aumento da

espessura do absorvedor e a atenuação - definida como o logaritmo natural da razão

entre as intensidades primária e atenuada - é dada, neste caso, pelo produto

xeII ⋅−⋅= µ0

44

simples entre o coeficiente de atenuação linear (µ) e a espessura do absorvedor (x).

Se a espessura x for conhecida, obtém-se facilmente o valor de µ.

Considerando que os tecidos e estruturas anatômicas, irradiados, não representam

objetos homogêneos, isto é, existem vários coeficientes de atuação diferentes

devido ao diferentes tipos de tecido e, sabendo que espectro de radiação X é

policromático ou polienergético; assim, a intensidade de radiação [Io(E)] é fortemente

dependente da energia, tornando o coeficiente de atenuação linear µ(E) também

dependente dela, consequentemente. A contribuição para a atenuação total

resultante depende da somatória de cada valor local de atenuação do coeficiente de

atenuação linear (µ) realizada com pequenos incrementos de espessuras x - para

então ser apresentada a soma de todos os µ’s - ao longo do caminho desses fótons,

em cada projeção12).

A tomografia consiste da medição exata dessas projeções lineares. Radon, ainda

em 1917, mostrou que uma distribuição bidimensional de um objeto podia ser

determinada exatamente se for dado um número infinito de integrais. Os primeiros

equipamentos de tomografia utilizavam a Técnica de Reconstrução Algébrica

(Algebric Reconstruction Techniques - ART) proposta dor Radon, pois manipulavam

um número finito de projeções em matrizes pequenas (80 x 80). Com a necessidade

de se manipularem matrizes maiores, com volume de dados muito maior para se

refinar as imagens, a técnica ART se tornou inviável devido a seu custo em tempo

computacional e deram lugar aos algoritmos de reconstrução FBP6.

De qualquer maneira, para a visualização direta dos µ, seria necessário realizar uma

comparação entre vários equipamentos em faixas de energia e filtração diferentes, o

que é inviável. Então, foi estabelecida uma equação relativa ao coeficiente de

atenuação entre um material de referência e os outros órgãos e tecidos. Esses

valores são conhecidos como “Números CT”. Utiliza-se a água como referência por

que seu número CT é similar ao dos tecidos moles e também por ser de fácil

obtenção para calibrar os equipamentos.

45

Os números de CT variam de -1000 para o ar até +1000 para o osso, com valor zero

para água, em unidades “Hounsfield” - uma homenagem ao inventor do primeiro

tomógrafo comercial. A fórmula matemática para seu cálculo está definida na

equação (2 ):

(2)

Onde: µT - coeficiente de atenuação linear do tecido

µágua - coeficiente de atenuação linear da água

K - constante ou fator de contraste (= 1000)

Na Tabela apresentamos alguns tecidos acompanhados de seus respectivos

Números CT e coeficientes de atenuação linear em 125 kVp.

Tabela 3 Unidades Hounsfield e coeficientes de atenuação linear para diversos tecidos

Tecido HU m

Osso denso 1000 0,460

Músculo 50 0,231

Matéria branca 45 0,187

Matéria cinzenta 40 0,184

Sangue 20 0,182

Fluido Cerebroespinhal 15 0,181

Água 0 0,180

Gordura -100 0,162

Pulmão -200 0,094

Ar -1000 0,0003

Kµµµ

=agua

aguaT −CT Núm.

46

Normalmente, a escala Hounsfield é apresenta entre os valores de número CT para

o ar (-1000) e para o osso (+1000)6, mas não existe um limite superior para a escala

Hounsfield. Encontra-se disponível nos equipamentos clínicos uma faixa entre -

1024 HU até +3071 HU, que totaliza 4096 (212) tonalidades de cinza, referente a 12

Bits de profundidade.

C. VISUALIZAÇÃO E MANIPULAÇÃO DE IMAGENS

Apesar de toda a faixa de tonalidades de cinza disponível (4096), o olho humano

não é capaz de diferenciar todas estas tonalidade, na verdade ele é capaz de

distinguir entre 60 e 80 tons. Existem limitações, também, nos monitores clínicos que

são limitados em 210 de profundidade de bit, que limita a visualização de 1024

tonalidades.

Entretanto, toda esta faixa fica disponível no equipamento e pode ser selecionada

em intervalos que facilitem a visualização de estruturas específicas, mais ou menos

densas, por exemplo. Esse processo é chamado de janelamento e pode ser

realizado diretamente no comando do equipamento de tomografia1,6,8.

A largura da janela (window width - WW) é faixa de números CT que pode ser

selecionada de forma a favorecer a visualização de diferentes tecidos, isto é quando

se deseja visualizar grandes diferenças como as apresentadas nas imagens de

pulmão ou do esqueleto, uma janela larga deve ser escolhida; e quando se deseja

visualizar pequenas diferenças de atenuação, como no cérebro, deve ser escolhida

uma janela estreita. O valor central (window level - WL) da faixa escolhida

corresponderá ao valor médio de número CT das estruturas sob estudo6.

47

4 PROGRAMA DE GARANTIA DE QUALIDADE EM TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA

Quais parâmetros são avaliados em um Programa de Garantia de Qualidade (PGQ)

aplicado à tomografia computadorizada?

Para facilitar a apresentação dos conceitos e como os testes de controle de

qualidade (CQ) são realizados, separaremos a explicação em duas áreas:

- Avaliação do índice dose no paciente

- Avaliação da qualidade de imagem (QI)

A. ÍNDICE DOSE NO PACIENTE

Para a medição do índice dose de radiação a qual os pacientes estão expostos em

tomografia é necessário considerarmos a geometria utilizada nos exames e os

princípios de aquisição de imagens utilizados nos equipamentos de tomografia. A

primeira grandeza importante é denominada Índice de Dose para Tomografia

Computadorizada (CTDI) 13,14,15, que é definida como a soma da dose absorvida ao

longo da direção axial para uma rotação de 360º do tubo de raios X, dividido pela

espessura irradiada, conforme diagrama ilustrado na Figura 38 :

Figura 38 Diagrama ilustrando a definição de CTDI, onde o tubo de raios X rotacional 360o ao redor do

paciente, irradiando uma espessura equivalente a colimação do feixe dada por (n x T), onde

n – número cortes para cada varredura e T – espessura nominal de corte

48

A Portaria SVS MS 45316 e o Guia RE 101617 regulamentam a medição do CTDI e

na prática empregada nos Programas de Garantia de Qualidade (PGQ), esta

grandeza pode ser avaliada com uma câmara de ionização do tipo “lápis” (Figura 40)

obtendo-se o CTDIw (ponderado). O CTDIw é o resultado da combinação do CTDI

medido na região central (CTDIc) e na perifieria (CTDIp) de um objeto simulador de

paciente cilíndrico de polimetilmetacrilato (PMMA), conforme Equação (3):

(3)

Onde: CTDIc – CTDI medido na região central

CTDIp – média de quatro CTDI medidos na região periférica

Para se determinar quais são as doses aplicadas aos pacientes adultos, utiliza-se

um objeto simulador cilíndrico contendo um orifício central e quatro orifícios

localizados em sua periferia e composto de polimetilmetacrilato (PMMA)18,19. Para os

exames de corpo (abdome, coluna lombar, tórax etc) é utilizado o cilindro de 32 cm

de diâmetro e para a região da cabeça (crânio, seios da face etc) emprega-se outro

cilindro de 16 cm de diâmetro, estes simuladores estão apresentados na Figura 39.

Figura 39 Simulador de paciente para medição do CTDI: (a) Corpo e (b) Crânio

pcw CTDICTDICTDI32

31

+=

49

O detector de radiação apropriado para este tipo de avaliação é uma câmara de

ionização conhecida como “lápis” que possui um comprimento ativo de 100 mm para

detecção dos feixes de radiação7,17,18,19,20. Como um exemplo de modelo deste

detector veja a Figura 40, onde está apresentada a câmara da Radcal Corporation,

EUA, modelo 10 x 5 - 3CT acoplada ao monitor 9015.

Figura 40 Conjunto detector para medição do CTDI: Monitor de radiação - modelo 9015 e

câmara de ionização 10 x 5 - 3CT

Porém, os equipamentos atuais utilizados nos exames de tomografia são

helicoidais21, além de possuírem o sistema com múltiplos detectores (multislice). Nos

sistemas helicoidais, as aquisições são caracterizadas por um fator de passo (pitch)

que é definido como a distância percorrida pela mesa de exames em uma rotação

de 360º do tubo de raios X, dividido pela largura de colimação do feixe de radiação,

Equação (4).

(4)

Onde: I – distância percorrida pela mesa

n – número cortes para cada varredura

T – espessura nominal do corte

TnIp⋅

=

50

Também relacionado ao pitch, podemos definir o mAs efetivo que é dado pela

relação (5):

!"#!"!#$%& =!"#!

(5)

Onde: mAs – configurado no protocolo de exame

p – pitch, definido na Equação (4)

Assim, se considerarmos um protocolo de exame configurado em 200 mAs e pitch =

1, teremos um mAs efetivo = 200 mAs, resultando em CTDIvol = 20 mGy conforme

exemplo na Figura 41. Se modificarmos o pitch para um valor menor (0,5) ou para

um valor maior (2,0), encontraremos como resultado mAs efetivo igual a 100 e

400 mAs, respectivamente.

Figura 41 Para um mesmo mAs e diferentes valores de pitch, teremos diferentes mAs efetivos

51

É interessante notar, também na Figura 41, que quanto maior for valor do pitch,

menor será a dose no local do exame, pois o feixe de raios X passará por menos

tecidos do paciente, depositando menor quantidade de energia por unidade de

massa irradiada22.

Então, a avaliação de dose durante aquisições helicoidais deve considerar este

deslocamento do paciente no eixo longitudinal do equipamento de tomografia.

Assim, define-se outra grandeza: o CTDI volumétrico (CTDIvol), que é CTDIw dividido

pelo pitch, Equação (6). Esta grandeza representa a dose média em uma “fatia”

adquirida no modo helicoidal e está fortemente relacionada com o nível de ruído das

reconstruções das imagens.

(6)

Onde: CTDIw – CTDI ponderado, definido na Equação (3)

p – pitch, definido na Equação (4)

Todos os CTDI são expressos em mGy e caracterizam uma irradiação localizada no

paciente, é muito importante entender que o CTDI não representa a dose real no

paciente. Tal grandeza é um indicador de doses que pode ser utilizado para se

comparar:

Diferentes equipamentos de tomografia;

Diferentes protocolos de imagem; ou ainda,

Para comparar o desempenho de um sistema em comparação a algum

nível de referência.

Os estudos de dosimetria em paciente são mais complicados e ainda não temos

nada definido em normas que regulamentem o cálculo de dose real em pacientes

submetidos a exames de tomografia.

O Produto Dose Comprimento (Dose Length Product - DLP)5,7,8,20 foi introduzido nos

estudos da radiação em tomografia e é definido conforme a Equação (7), onde o

pCTDI

CTDI wvol =

52

CTDIvol é multiplicado pelo comprimento irradiado durante o exame e é apresentado

em unidades mGy•cm.

(7)

Onde: CTDIvol – CTDI volumétrico, definido na Equação (6)

L – comprimento irradiado durante exame

B. QUALIDADE DA IMAGEM EM TOMOGRAFIA

Para que se possa avaliar a qualidade das imagens (QI) em tomografia são

necessários dispositivos de imagem adequados a esta modalidade diagnóstica23. De

aplicação semelhante à radiologia convencional, fluoroscopia e mamografia; a

tomografia precisa de objetos simuladores que representem estruturas de alto e

baixo contraste, componentes geométricos e regiões homogêneas que permitam

determinar, tanto de forma qualitativa quanto de forma quantitativa, os fatores de QI.

Na tomografia estes dispositivos costumam ser cilíndricos, possuindo vários

módulos internos onde ficam distribuídas as estruturas que permitirão as avaliações

dos parâmetros de imagem. Na Figura 42 estão apresentados alguns destes

simuladores:

Figura 42 Simulador de paciente para avaliação da qualidade de imagem: Catphan Phantom – The

Phantom Lab (a), CT Performance Phantom - CIRS (b) e ACR CT Phantom Gammex (c)

(a) (b) (c)

LCTDIDLP vol ×=

53

A avaliação da qualidade da imagem e dos parâmetros geométricos do equipamento

de tomografia começa com o bom alinhamento do simulador no interior do gantry,

conforme a Figura 43:

Figura 43 Posicionamento do objeto simulador de paciente para avaliação da qualidade de

imagem em equipamento de tomografia computadorizada

Para facilitar o entendimento, descreveremos as características e especificações de

cada um dos módulos internos do simulador Catphan Phantom, modelo 500 (Figura

44)24, além disso, acrescentaremos a explicação de quais são fatores de QI e como

realizamos estas avaliações.

Figura 44 Diagrama do Catphan Phantom

Na Figura 45 temos a imagem do módulo CTP 401, ele é utilizado para avaliar

parâmetros relacionados a geometria do equipamento de tomografia. Neste módulo,

podemos analisar a espessura de corte e simetria da imagem, além disso;

54

verificamos o alinhamento do sistema laser utilizado para posicionar o paciente. Ele

contém ainda, quatro estruturas distintas: Teflon, Acrílico, LDPE (Low Density

PolyEthylene) e Ar que permitem avaliação da linearidade dos números CT para

toda a escala Hounsfield.

Figura 45 Diagrama representando as estruturas no interior do módulo CTP 401

a. Precisão do sistema de alinhamento luminoso

A precisão do sistema laser pode ver verificada por meio deste módulo, utilizando-se

as quatro guias de referência na imagem, conforme mostra a Figura 46. Então, as

linhas de referência são marcadas para que a distância (A) possa ser medida em

cada uma das quatro rampas. O limite de alinhamento aceitável é ≤ 2,0 mm.

55

Figura 46 Verificação da precisão de alinhamento do sistema laser, detalhe do procedimento na

rampa do lado direito do objeto simulador.

b. Espessura de corte

É a espessura selecionada em cada exame para reconstrução das imagens que

serão utilizadas nos diagnósticos de cada paciente e são as mais variadas possíveis

(1,0 mm, 1,25 mm, 3,0 mm, 5,0 mm etc) dependendo da região anatômica que se

deseja avaliar.

Com a finalidade de verificar se a espessura nominal selecionada no exame

corresponde à espessura real da “fatia” da região anatômica, utilizam-se as quatro

rampas inclinadas a 23o do módulo CTP 401, medindo-se a largura da projeção da

imagem das quatro rampas em uma condição de janelamento adequada. Um

exemplo de como esta avaliação é realizada está apresentada na Figura 47. Os

limites aceitáveis seguem duas recomendações: para espessura nominal ≤ 2 mm,

aceita-se uma variação de ± 50% do valor nominal e para espessura nominal > 2

mm, aceita-se uma variação de ± 1 mm.

56

Figura 47 Exemplo de verificação da espessura de corte, neste caso a espessura nominal era

de 1,25 mm e a calculada foi de 1,28 ± 0,11 mm

c. Incremento entre cortes

De forma semelhante à determinação da espessura de corte, podemos verificar se o

incremento real entre as imagens reconstruídas obedece ao que foi escolhido

nominalmente. Por meio da medição do deslocamento da posição da rampa entre

duas imagens consecutivas, avalia-se o incremento entre cortes, conforme Figura

48:

57

Figura 48 Verificação do incremento entre cortes

d. Exatidão de posicionamento da mesa

Para verificar se a mesa reproduz o seu posicionamento de forma aceitável,

adquirimos uma imagem no modo axial, com a mesa na posição “zero” e o Catphan

alinhado com o sistema laser no módulo CTP 401. Depois, realizamos todas as

outras avaliações, movimentando a mesa em diversas posições. Ao final das

aquisições axiais, voltamos a mesa à posição “zero” novamente e adquirimos outra

imagem na nesta posição (Figura 48).

58

Figura 49 Verificação da exatidão do posicionamento da mesa

e. Linearidade espacial

O objetivo deste teste é verificar se há distorção geométrica na imagem, isto é,

devemos verificar se a imagem mantém as mesmas dimensões que o objeto real.

No módulo CTP 401 do nosso objeto simulador, temos três furos de 3 mm de

diâmetro que estão separados por uma distância de 50 mm um do outro, segundo

especificação do fabricante. Então, conforme a Figura 50, ao medirmos a distância

entre os furos horizontais e verticais e calcularmos a razão entre elas, poderemos

verificar se a imagem não está distorcida, calculando-se a razão entre estas duas

distâncias; o resultado deverá estar próximo do valor 1 – Equação (8).

(8)

1 verticalDistância

horizontal Distância≈=Razão

59

Figura 50 Verificação da linearidade espacial

f. Linearidade de número CT

No módulo CTP401, encontramos quatro alvos para o estudo da linearidade do

número CT (51).

Três são compostos por plásticos comerciais: teflon, acrílico e polietileno de baixa

densidade (LDPE), o quarto é um furo preenchido com ar. Estes alvos possuem

valores tabelados e variam entre -1000 HU a +1000 HU. Utilizando a ferramenta de

ROI, selecionamos uma ROI circular sobre cada um dos alvos, registrando os

valores médios de sinal e de ruído em cada um deles. O que se espera com bom

resultado é que os valores medidos sejam próximos dos valores tabelados,

resultando em uma reta no gráfico comparativo entre esses valores (Figura 52).

60

Figura 51 Seleção de ROIs para teste de linearidade de número CT

Figura 52 Verificação da linearidade de número CT

!1200%

!800%

!400%

0%

400%

800%

1200%

!1200% !800% !400% 0% 400% 800% 1200%

Núm

ero'CT

'med

ido'

Número'CT'tabelado'

#CT'medido' Linear'(#CT'medido)'

61

CTP 528 – Módulo de alto contraste

Um padrão de barras contendo 21 grupos e confeccionadas com 2 mm de alumínio

e dispostas no sentido radial é utilizado para determinação da resolução em alto

contraste.

g. Resolução espacial de alto contraste

Descreve a capacidade do sistema em identificar estruturas muito finas

separadamente. Algumas variáveis geométricas são importantes na sua

determinação:

O tamanho de ponto focal,

Geometria de varredura, espaçamento entre detectores e espessura de

corte.

Geralmente, são realizadas com estruturas de alto contraste para minimizar a

influência do ruído nessa medição. O dispositivo de teste consiste em estruturas de

alumínio (por exemplo, 21 pares de linha por mm, pl/mm) distribuídas em epóxi

(Figura 53).

É possível a avaliação visual (subjetivas) ajustando-se o nível e a janela adequados

para estruturas de alto contraste e determina-se o menor grupo de pares de linha

por milímetros que pode ser observada na Figura 53.

Figura 53 Determinação da resolução espacial de alto contraste

62

CTP 515 – Módulo de baixo contraste

Pastilhas cilíndricas com vários diâmetros (3 mm, 5 mm e 7 mm) e três diferentes

níveis de contraste (0,3 %, 0,5 % e 1 %) que permitem a comparação da

sensibilidade em contraste sub-slice (região mais central da imagem) e supra-slice

(região mais periférica da imagem). Por meio da avaliação da massa de maior

contraste, obtém-se a razão contraste ruído (RCR) que é um dos parâmetros

avaliados para se verificar a qualidade da imagem.

h. Resolução de baixo contraste

A visualização de órgãos e partes compostas por tecidos moles sempre foi um

grande desafio em todas as modalidades diagnósticas. A resolução de baixo

contraste é a capacidade de distinguir detalhes entre estruturas de baixo nível de

contraste nas imagens, isto é se observamos um objeto em relação ao fundo,

podemos avaliar o quão visível será tal objeto, conforme as imagens na Figura 54.

Figura 54 Determinação da resolução espacial de alto contraste

Este parâmetro colocou a tomografia em destaque na década de 70, logo após o

início de seu uso para exames clínicos, pois permitiu a melhor identificação destas

estruturas por não sobrepor as imagens de vários órgãos em um só plano, mas

devido as aquisições em vários ângulos (projeções) e aos algoritmos de

reconstrução das imagens, possibilitou-se a visualização de tais estruturas sem esta

sobreposição5,6.

63

A avaliação da resolução de baixo contraste é realizada por meio da aquisição de

imagem de um objeto simulador de paciente que contenha estruturas com baixos

níveis de contraste e, observando-se essa imagem, identifica-se a estrutura de

menor diâmetro que pode ser visualizada. Além disso, pode-se quantificar a razão

contraste ruído (RCR) por meio de uma Região de Interesse (ROI) medido na

estrutura de maior diâmetro e outro na região de fundo calculando-se a RCR; pode

ainda, determinar curvas de “contraste detalhe” com estudos mais detalhados.

Nas Figura 55 e Figura 56 abaixo, apresentam-se as imagens do módulo de baixo

contraste, mostrando duas situações diferentes de aquisição de tais imagens.

⇒ ROI (Region of interest): área na imagem delimitada para visualização de uma

região específica com levantamento das características de uma imagem, como valores

de sinal médio, ruído, valores máximos e mínimos de sinal.

⇒ Estação de trabalho (workstation): computadores que acompanham o

equipamento de tomografia, onde é possível proceder a avaliação prévia das imagens e

realizar análises quantitativas.

64

Figura 55 Determinação da resolução de baixo contraste: aquisição com 300 mAs – espessuras

de corte diferentes (1,25 mm e 5,0 mm)

Figura 56 Determinação da resolução de baixo contraste: aquisição com a mesma espessura

de corte (1,25mm), porém com mAs diferentes (200 e 375mAs)

65

CTP 486 – Módulo de uniformidade

Feito de um material uniforme que possui equivalência com a água dentro de 2 %,

isto é, 20 HU e permite a verificação da uniformidade, bem como, a avaliação do

ruído e da razão sinal ruído (RSR) nos sistemas de tomografia.

i. Ruído da imagem

O aspecto granulado que aparece na imagem é chamado de ruído, ele depende do:

Número de fótons de raios X que chegam ao detector (ruído quântico);

Ruído eletrônico do sistema de detecção; e

Escolha do filtro de reconstrução.

Dentre esses três, o predominante é o ruído quântico, que é influenciado

diretamente pela: tensão aplicada ao tubo e corrente, pelo filtro físico, espessura do

corte, espessura, composição da região do corpo em estudo e pelo algoritmo de

reconstrução.

A radiação obedece a uma relação matemática onde o ruído quântico é proporcional

a √N e a imagem correspondente é proporcional a 1/√N, onde N é o número de

fótons que contribui para reconstrução da imagem. Uma maneira muito prática de se

determinar o ruído é por meio do desvio padrão dos valores de número CT

(expressos em unidades Hounsfield, HU) dentro de uma ROI numa imagem de um

objeto simulador preenchido com água ou outro material homogêneo. O ruído é

avaliado realizando-se a média entre um grupo de imagens selecionando-se a ROI

na posição central em cada uma delas sendo realizadas de cinco a dez medições.

No Figura 57, foram selecionadas 5 ROIs de uma mesma “fatia” (slice) para então

calcular-se a média do ruído apresentado nesta aquisição.

66

Figura 57 Avaliação do ruído no módulo CTP 486 do objeto simulador Catphan

j. Uniformidade do número CT

Quando um equipamento de tomografia está bem calibrado, verifica-se que um

objeto homogêneo, por exemplo, um simulador preenchido com água ou com

qualquer outro material com número CT conhecido, apresentará resposta

semelhante em toda a área da imagem. A maneira de verificar é selecionando-se 5

ROIs nesta imagem homogênea, como mostra a Figura 58, então calcula-se a

diferença entre o sinal (valor médio) da ROI na posição central e de cada uma das

quatro ROI da periferia da imagem. Uma vez que o material é homogêneo, espera-

se que a diferença seja mínima, o Guia da ANVISA17 permite que a uniformidade

seja atestada dentro de um intervalo de ± 5 HU.

67

Figura 58 Avaliação da uniformidade do número CT utilizando o módulo CTP 486 do objeto

simulador Catphan 500

k. Calibração do número CT no ar

Retira-se a mesa de exames do interior do gantry e realiza-se uma aquisição no

modo axial com um protocolo pré-definido, pode-se ainda realizar a mesma

avaliação em protocolos helicoidais, porém deve-se verificar qual a configuração de

protocolo indicada pelo fabricante.

68

Na imagem obtida utilizando-se a ferramenta de medição de ROI circular, seleciona-

se uma área grande no centro conforme mostra a Figura 59. De acordo com a

Portaria MS 453/9816 e com o Guia da ANVISA17, o valor encontrado para o número

CT no ar deve ser de (-1000 ± 5) HU.

Figura 59 Avaliação da calibração do número CT no Ar

l. Avaliação da inclinação do gantry

A inclinação do gantry é verificada anualmente com a finalidade de garantir que a

inclinação selecionada no equipamento seja reproduzida de fato ao se angular o

gantry ao redor do paciente, dentro de um limite de ± 3º.

O teste é realizado com um filme radiográfico posicionado na vertical dentro de um

suporte (Figura 60) e uma técnica radiográfica é selecionada no modo axial, por

exemplo, 80 kV e 50 mAs com o gantry em 0o de inclinação; depois, posiciona-se o

gantry em + 15º e - 15º realizando-se uma irradiação em cada posição do gantry.

Uma vez revelado o filme, ele pode ser avaliado com um transferidor, verificando-se

69

a angulação obtida no feixe, ou então, ele pode ser digitalizado e a imagem ser

avaliada em um programa de computador que contenha ferramentas de medição de

ângulo.

Figura 60 Verificação da inclinação do gantry

m. Avaliação de parâmetros elétricos e qualidade do feixe

A avaliação dos parâmetros elétricos é semelhante ao que se faz na radiologia

convencional. Mas, para que estas verificações sejam possíveis, é necessário parar

a rotação do tubo de raios X e executar os testes de controle de qualidade para

verificando se o equipamento está calibrado e reprodutível tanto para a tensão (kV)

quanto para o tempo de irradiação (s), considerando ± 10 % de variação permitida25.

Para realizar estes testes deve-se utilizar um detector que possua uma filtração

adequada ao feixe de radiação X utilizado em tomografia (Figura 61).

70

Figura 61 Verificação da tensão e tempo de irradiação (a) e determinação da camada semirredutora (b)

C. ACOMPANHAMENTO DO ÍNDICE DOSE EM PROTOCOLOS CLÍNICOS

Durante a implementação dos Programas de Garantia de Qualidade (PGQ) o foco

principal é o paciente, que está exposto à radiação com uma finalidade diagnóstica.

O maior desafio é buscar a redução da dose dos exames mantendo-se uma boa

qualidade de imagem, este processo é chamado de otimização de

protocolos/procedimentos.

A maneira de se fazer isso na radiologia diagnóstica é reduzir ou alterar parâmetros

de irradiação que consequentemente reduzirão a dose e, em contrapartida, utilizar

dispositivos de avaliação da qualidade de imagem para verificar as perdas de sinal

ou informações que podem ser fundamentais para o diagnóstico preciso.

Em tomografia, é possível fazer isso nos mais diversos protocolos pré-definidos no

equipamento. Os parâmetros que podem ser alterados são:

Tensão (kVp),

Corrente (mA),

Fator de passo (pitch),

Escolha da combinação de detectores,

Alteração de filtros de reconstrução entre outros.

(b) (a)

71

Tais escolhas precisam ser acordadas entre toda equipe multidisciplinar envolvida,

médicos, técnicos e físicos.

Avalia-se em três níveis:

Verificação do CTDI,

Quantificação dos parâmetros de qualidade de imagem com objeto simulador

físico e

Avaliação da qualidade de imagens clínicas de simuladores antropomórficos

(ou peças anatômicas).

Os resultados provenientes destas três etapas devem ser intercomparados e o

protocolo “otimizado” deverá ser escolhido como base, principalmente, na qualidade

da imagem antropomórfica. Após este estudo, é necessário ainda avaliar o impacto

na qualidade da imagem de pacientes, não só de objetos simuladores; para isto,

deve-se acordar, com o Serviço de saúde, como serão implementados os protocolos

otimizados na rotina clínica.

72

REFERÊNCIAS

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Press, Bellingham, Washington, EUA, 2003

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ed, Mosby Elsevier, Rio de Janeiro, Rio de Janeiro, Brasil, 2010

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de Cádmio”, 2006. Dissertação de Mestrado – Núcleo de Pós-Graduação de Física da Universidade

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11 DEPARTMENT OF HEALTH, “CT scanner automatic exposure control systems”, Report 05016,

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optimization of patient protection in computed tomography ”, Applied Radiation and Isotopes, v. 50,

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14 KALENDER, W. A., “Computed Tomography: Fundamentals, System Technology, Image

Quality, Applications”, 2nd ed, Publics Corporate Publishing, GWA, Erlangen, Alemanha, 2005

15 BAUHS, J. A., McCOLLOUGH, C. H. et al “CT dosimetry: Comparison of Measurement

Techniques and Devices”, Radiographics, v. 28, n.1, p. 245-253, 2008

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Odontológico do Ministério da Saúde”. Diário Oficial da União. Brasília, de 02 de junho de 1998.

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17 MINISTÉRIO DA SAÚDE. Resolução RE 1016, “Guia: Radiodiagnóstico Médico - Segurança e

Desempenho de Equipamentos”, Diário Oficial da União de 03 de abril de 2006.

18 INTERNATIONAL ELETROTECHNICAL COMMISSION. Medical Electrical Equipment:

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19 INTERNATIONAL ELETROTECHNICAL COMMISSION. Evaluation and routine testing in

medical imaging departments – Part 2-6: Imaging performance of computed tomography X-ray

equipment, IEC 61223-2-6, 2006

20 AMERICAN ASSOCIATION OF PHYSICS IN MEDICINE - Comprehensive Methodology for the

Evaluation of Radiation Dose in X-Ray Computed Tomography - Diagnostic Imaging Council CT

Committee, AAPM Report 111, 2010

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21 VERDUN, F. R., GUIERREZ, D. et al “CT Dose Optimization when Changing to CT Multi-

detector Row Technology”, Curr. Probl. Diagn. Radiol, agosto, 2007

22 PRIMAK, A. N., McCOLLOUGH, C. H. et al “Relationship between Noise, Dose and Pitch in

Cardiac Multi-Detector Row CT”, Radiographics, v. 26, n.6, p. 1785-1794, 2006

23 ImPACT, CT Scanner Acceptance Testing, Information Leaflet no. 1, version 1.02, 2001

24 THE PHANTOM LABORATORY. Catphan 500 and 600 manual. 2006

25 AMERICAN ASSOCIATION OF PHYSICS IN MEDICINE, Specification, and acceptance testing

computed tomography scanners, Committee on Quality Assurance in Tomography, AAPM Report

39, 1993

Education

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