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Tomografia Computadorizada 1

Professor.: Ricardo Pereira e-mail.: [email protected]

TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA

BIOIMAGEM

Em um setor de Bioimagem poderemos encontrar vários serviços de

diagnóstico. Existem diversas formas e aparelhos que podem ser utilizados

para obtenção de imagens de partes do corpo, órgãos e sistemas do paciente

que irão ajudar em um diagnóstico mais preciso.

Nem todos os aparelhos emitem ou utilizam a Radiação Ionizante.

Temos como exemplo o Ultra-som e a Ressonância Magnética.

Os aparelhos que emitem radiações (raios-X) para obtenção de imagens são

os Tomógrafos Computadorizados, Mamógrafos e aparelhos de raios-X

convencionais.

Outro serviço é o da Medicina Nuclear que para obter as imagens utiliza

radioisótopos como fontes de radiação onde o aparelho irá captar esta radiação

que foi introduzida no organismo do paciente formando assim as imagens.

A aplicação da radiação para fins diagnósticos teve origem com a

descoberta dos raios-X em 1895 pelo físico Wilhelm Conrad Roentgen, na

Alemanha. Por muito tempo os raios-X foram usados como método básico e

único de formação de imagens médicas.

Os raios-X fazem parte do espectro das ondas eletromagnéticas. São

produzidos no interior da ampola, que é um envoltório que encerra sob vácuo

todos os elementos envolvidos no processo.

Os raios-X saem da ampola por uma abertura direcionada para o

paciente, atravessam o paciente, sendo atenuados ou desviados, dependendo

da natureza dos tecidos;

Os raios-X, então, serão captados para produção da imagem, seja

diretamente por um filme fotossensível no interior de um chassi fotográfico, no

caso da radiografia simples, seja por detectores que quantificam a intensidade

radiológica recebida e a transmitem para um processador que formará a

imagem posteriormente (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

completa em torno do paciente. Na TC os Raios-X são concentrados 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.

INTRODUÇÃO / HISTÓRICO

As duas principais

qualidades dos Raios-X em

termos de aplicação clínica são a

enorme resolução espacial e

capacidade de documentação

panorâmica da região irradiada.

Por outro lado, a radiografia

simples não consegue mostrar

diferenças muito sutis de

densidade tecidual, sendo difícil

visibilizar diferenças dentre as

partes de um mesmo órgão, por exemplo.

Para vencer este obstáculo, vários tipos de exames contrastados foram

idealizados e utilizados durante décadas, como, por exemplo, a

pneumoventriculografia, a ventriculografia iodada e a angiografia. Porém, a

introdução destes meios de contraste torna o exame invasivo e não isento de

morbidade. Por esta razão, é contínua a busca de novos métodos de

diagnóstico cada vez menos invasivos e com maior capacidade de

visibilização. Neste sentido, na década de 70, foi introduzido na prática clínica

dois métodos extremamente poderosos, a tomografia computadorizada (TC) e

a ultrasonografia, os quais, pela primeira vez, permitiram a visibilização do

parênquima cerebral, ao invés de informações indiretas, como o desvio de

vasos ou de ventrículos.

A idealização da TC foi decorrente da dificuldade de se documentar uma

estrutura oculta dentro da cavidade craniana. A invenção do método é atribuída

a Hounsfield, um engenheiro inglês da empresa E.M.I., que iniciou seus

trabalhos no final da década de 60 juntamente com o Físico Alan Cormak e, em

1973 apresentou os primeiros resultados clínicos.



O primeiro experimento surgiu em 1961, com Oldendorf, buscando

determinar se densas estruturas, internas ao objeto estudado poderia ser

isoladas na imagem, construiu um phantom a partir de um bloco plástico

medindo 10x10x4 cm com pregos de ferro inseridos em seu interior, para

representar o contorno do crânio e mais dois pregos, um de alumínio e outro de

ferro para representar massas internas.

Utilizando uma fonte emissora de fótons I-131 colimada estreitamente,

como um “feixe caneta”; um detector de sódio iodado para coletar as

informações e um trilho por onde o phantom movimentaria-se, em um único

sentido com velocidade constante. Oldendorf conseguiu através desse

experimento relativos avanços para a época, mas limitado pela tecnologia não

conseguiu armazenar os dados.

Em 1967, a partir do modelo inicial montado por Hounsfield, os

equipamentos evoluíram para se tornar cada vez mais rápidos e precisos, de

maneira que, a cada avanço técnico significativo se denominou uma “geração”.

CRONOLOGIA RESUMIDA DO DESENVOLVIMENTO DA TC

1917 – J.Radon: desenvolveu o instrumental

matemático para a reconstruçao de um objeto a partir

do conjunto de suas projeções (teoria gravitacional)

1961- Oldendorf e 1963- Cormack: desenvolveram o

conceito de TC em modelos de laboratório;

1967 – Hounsfield começa a trabalhar no projeto do TC

1968 – Kuhl e Edwards construiram um scaner

mecânico em medicina nuclear;

1971 – Começam os estudos clínicos com TC,

juntamente com Ambrose;

1973 (abril) - Apresentação dos resultados no Annual

Congress of the British Institute of Radiology

Vantagens em relação a Radiografia Convencional

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.

Estrutura e funcionamento de um tomógrafo

Um tomógrafo e

formado por um tubo de RX

conectado mecanicamente e

eletronicamente a um sistema

de detectores. Este conjunto

gira 360°em torno do

paciente. As estruturas

corpóreas vão atenuar o feixe

de RX dependendo de vários

fatores, entre eles sua

densidade e numero atômico. Depois de passar pelo corpo a radiação atinge

finalmente os detectores. Um giro de 360° produz uma “vista” que e um

conjunto de projeções. Cada vista produz um conjunto de sinais analógicos que

são enviados ao sistema de computação. Ao termino de cada giro o sistema

tubo/detectores volta à posição inicial e a mesa sobre a qual esta o paciente,

move-se alguns milímetros. Este processo vai se repetindo e gera uma enorme

quantidade de dados.

Os sinais elétricos gerados pelos detectores contem informação a

respeito do quanto o feixe foi atenuado por cada estrutura do corpo

(“coeficientes de atenuação”). Estas informações são acopladas aos dados

sobre posição da mesa e do cabeçote. Dessa forma e possível a determinação

das relações espaciais entre as estruturas internas e a fatia selecionada do

corpo.

Os sinais elétricos analógicos são então enviados ao sistema de

computação que através de algoritmos específicos vai transformá-los em sinais

digitais para compor as imagens que iremos ver na tela do computador. O



tomograma calculado, ou seja, a imagem que vemos na tela do computador,

corresponde a uma matriz dos valores de atenuação do feixe, visualmente

apresentada em tons de cinza, em formato analógico. Atualmente ha vários

tipos de tomógrafos: (1) convencional ou simplesmente tomografia

computadorizada (passo a passo); (2) tomografia computadorizada helicoidal

ou espiral; (3) tomografia computadorizada “multi-slice” e (4) tomógrafos mais

sofisticados, como “ultra-fast” e “cone-beam”. Na tomografia helicoidal o tubo

de RX gira em torno do paciente e os detectores podem girar também ou

permanecerem estáticos. A mesa desloca-se simultaneamente e a trajetória do

feixe de RX ao redor do corpo e uma espiral.

SISTEMAS DE VARREDURA

O sistema de TC foi evoluindo desde a sua criação conforme

comentamos acima. Agora vamos descrever os diferentes tipos de varredura

de cada “geração” dos tomógrafos:

Scanners de primeira geração

Foram fabricados pela

EMI, empresa a qual Hounsfield

pertencia e possuía uma ampola

de anodo fixo com feixe linear de

RX, um detector por corte e

faziam movimento solidário de

translação-rotação do conjunto

ampola-detector, com tempo de

corte de 5 minutos para reunir

informações suficientes para um

corte. Assim, um exame com 10

cortes demorava 50 minutos, no mínimo.

Tomógrafo de primeira geração:

• Surgiu em 1972

• Feixe “em lápis”

• Detector único

• Rotação/translação

• 5 minutos para fazer um corte



Scanners de Segunda geração

Já passaram a ser fabricados por

diversas empresas, possuíam ampola de

anodo rotatório, com feixe de RX em leque

e cerca de 30 detectores, movimento

solidário de translação-rotação de 30º.

Com estes avanços, o tempo de corte foi

reduzido para 10 a 90 segundos. Porém,

ainda assim, somente de maneira precária

se conseguia fazer estudos de abdome e

tórax. Nos aparelhos mais lentos era

impossível manter a apnéia durante o

corte, limitando o estudo ao SNC.

Tomógrafo de segunda geração:

• Surgiu em 1974

• Feixe “em leque” com ângulo de abertura de 10 graus

• Múltiplos detectores (~30)

• Rotação/translação

• Múltiplos ângulos de aquisição em cada posição

• Maior ângulo de rotação

• Tempo de varredura entre 10-90 segundos

Scanners de Terceira geração

O scanner de terceira geração inclui

um banco de até 960 detectores 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 detectores 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.



Tomógrafo de terceira geração:

• Surgiu entre 1975-1977

• Feixe “em leque” mais largo envolvendo toda a circunferência do paciente

• Múltiplos ângulos de aquisição em cada posição

• 500-1000 detectores

• Tempo de rotação mais curto – até 0.5 segundos

• Tempo de varredura entre 2 -10 segundos

Scanners de Quarta geração

Os scanners de quarta geração se

desenvolveram durante a década de 1980 e

possuem um anel fixo de até 4800

detectores, 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 com

feixes em leque 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).

Tomógrafo de quarta geração:

Surgiu em 1981

Feixe “em leque”, largo

Rotação do tubo

Múltiplos detectores fixos (até 4800) circundando completamente o

paciente

Tempo de rotação mais curto – até 0.5 segundos

Em todo equipamento de TC, o chamado corte circular é realizado com o

paciente parado, deitado na mesa de exame. Terminado o corte, o paciente é

deslocado e o corte seguinte é realizado. Rotineiramente o plano de estudo é

axial, podendo ser feito corte coronal nas extremidades e no crânio.



A espessura do corte é dada pela

abertura do colimador e varia de 1 mm (ouvido,

sela túrcica, etc.) a 10 mm (abdome, cérebro,

etc.). Espessuras intermediárias são usadas em

seios da face, órbita, fossa posterior, coluna,

adrenais, etc. O deslocamento da mesa

determinará se vai ocorrer intervalo entre os

cortes, superposição ou nenhum dos dois.

Assim se usarmos cortes de 10 mm e

deslocarmos o paciente 10 mm, os cortes serão contíguos. Se cortarmos com

10 mm e deslocarmos 15 mm haverá intervalo de 5 mm entre os cortes. Se

cortarmos com 5 mm e deslocarmos 3 mm teremos superposição. A rotina são

os cortes contíguos, mas usamos intervalos nos longos exames de triagem de

neoplasia, com estudo combinado de tórax e abdome, por exemplo. A

superposição é usada quando precisamos de alto detalhe em reconstruções

nos planos sagital ou coronal, por exemplo. Antes de iniciar os cortes, se faz

uma radiografia digital, na qual se planeja o estudo. São traçadas linhas na

topografia de cada corte, servindo estas como base para a localização destes.

Scanners de TC por Volume (helicoidal/espiral) ( quinta geração )

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 detectores, criando um tipo de obtenção de

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

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.)

O grande progresso que ocorreu entre a segunda e a terceira geração

de tomografia foi a passagem do movimento linear para o giro de 180º. Agora,

outro progresso importante ocorreu: a passagem do giro de 180º para o giro

contínuo. Os equipamentos eram obrigados, pelos cabos utilizados na

transmissão de energia elétrica, a fazer um movimento de ida e voltar ao ponto

de partida antes de fazer outro movimento de ida.

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. Permitindo 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.

Nesta técnica a ampola

gira e emite RX ao mesmo

tempo em que a mesa é

deslocada, sendo a imagem

obtida a partir de uma espiral

ao invés de um círculo. A

apresentação da imagem não

muda, entretanto. Continuamos

a fotografar uma fatia circular.

O que ocorre é que o

computador interpola parte da imagem de uma espira com parte da seguinte,

formando uma imagem como a do corte circular.

O que muda então com a técnica espiral? Primeiro existe um ganho

em velocidade. Segundo, existe um ganho ao se realizar uma série de cortes

durante uma apnéia, pois, não havendo movimento respiratório a reconstrução

é muito melhor. Imagine a reconstrução sagital ou coronal como uma pilha de

moedas (os cortes axiais) que podemos “cortar” de cima para baixo. Na técnica

helicoidal não existe desalinhamento entre os cortes, provocados pelas pausas

respiratórias. Assim as reconstruções são muito melhores, em especial a dos

vasos.

O avanço mais marcante com a técnica helicoidal ocorreu a nível do

abdome e tórax, devido ao impacto da técnica sobre a dificuldade de se lidar

com a movimentação respiratória. No SNC ela é somente usada em situações

onde existem problemas com movimentação, como em estudos de pediatria,

por exemplo.

No Tomógrafo helicoidal são contínuos:

Rotação do tubo e detectores (em alguns aparelhos os detectores

podem ser fixos)

Emissão de RX

Movimento da mesa

Aquisição de dados



Vantagens da TC helicoidal:

Maior velocidade de escaneamento:

Exames mais rápidos;

Maior numero de pacientes;

Redução de artefatos de movimento;

Diminui a dose de contraste EV e permite avaliar diferentes fases da

passagem do mesmo pelas vísceras;

Aquisição volumétrica (sem espaçamento);

Aumenta a capacidade de diagnosticar pequenas lesões;

Reformatação de alta qualidade.

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 detectores, capazes de obter quatro cortes de TC em uma

única rotação do tubo de raios X.

Características:

Mais de uma fileira de detectores.

Maior número de arcos detectores permite um maior número de cortes

por rotação do tubo.

Feixe deixa de ser delgado, assumindo um formato piramidal.

Baixíssimos tempos de aquisição: 0,5s.

2000 imagens por exame.

Pode ser associado à TC helicoidal ou convencional.



Sistema de canhão de elétrons ( sexta geração )

Este modelo de

tomógrafo é o mais

moderno que existe e

utiliza-se de um

conceito diferente na

geração de raios X.

Conhecido como

Electronic Beam

Computed Tomography

– EBCT (Tomografia Computadorizada por Canhão de Elétrons), este tipo de

aparelho se destaca por não possuir tubo de raios X ou ampola. A geração do

feixe de fótons é realizada ao ar livre, sem confinamento, a partir de um canhão

de elétrons, que faz às vezes do cátodo. Os elétrons são acelerados pelo

canhão e desviados por um conjunto de bobinas ao longo to trajeto em direção

ao alvo. O alvo, ou o ânodo, a ser atingido é um dos vários anéis de tungstênio

que circundam o paciente na metade inferior do equipamento (parte inferior da

mesa). Quando os elétrons atingem o alvo com energia suficiente ocorre o

fenômeno de geração de raios X pela transferência de energia dos elétrons

para o átomo de tungstênio. Este fenômeno é idêntico àquele que ocorre

dentro de uma ampola comum de raios X.

Os anéis são desenhados para que as "pistas anódicas" neles contidas

produzam um feixe de fótons com direção conhecida e precisa. A direção do

feixe é a dos sensores de raios X, que estão posicionados diametralmente

opostos aos anéis-alvo. No caminho entre os anéis e os sensores, o feixe de

fótons interage com o paciente que está sobre a mesa.

A vantagem deste tipo de tecnologia está principalmente no fato de não

existirem partes móveis, o que sempre é um fator de limitação na velocidade de

geração de imagens nos tomógrafos giratórios. Além disso, há uma grande

melhora na dissipação de calor gerado pela produção de raios X, já que a

"pista anódica" possui área muito maior e fica um tempo muito menor

recebendo o impacto dos elétrons acelerados. Atualmente, existem mais de

100 EBCT instalados no mundo, com os Estados Unidos hospedando mais de

70% destas unidades.

Partes componentes de um UltrafastCT da Imatron (Imatron Inc., divulgação).



Descrição das partes:

A - Canhão de Elétrons: permite até 640 mA de potência de raios X.

B - Feixe de Elétrons: pode ser gerado com tempos da ordem de milisegundos.

C - Sistema de refrigeração interno auto-contido: retira todo o calor gerado nos anéis,

eliminando o tempo morto entre os cortes e permitindo longos tempos de exames (para

volumes grandes).

D - Sistema de Aquisição de Dados: desenvolvido para permitir uma aquisição contínua de

dados tomográficos.

E - Anéis-Alvo: construído de alvos múltiplos (na forma de semi-anéis) para uma varredura

otimizada de corte simples ou cortes múltiplos.

F - Mesa com Movimento Preciso e Rápido: permite o movimento contínuo da mesa para a

varredura de volumes.

Tomógrafo Móvel

A Philips Medical System já possui

um tomógrafo móvel, conhecido como

Tomoscan M. Dividido em três partes,

todas com rodas, o portal (450 kg), a

mesa para o paciente (135 kg) e o

console de comando podem ser levados

a qualquer local do hospital. Com

dimensões que permitem passar por

portas de 90 cm de largura, inclusive ser

levado em elevadores, este sistema

diminui o trauma do paciente de ser removido de seu leito para ser levado até a

sala de tomografia.

O tomógrafo possui um sistema elétrico que funciona com 4 baterias, o

que permite que qualquer tomada de parede de 220 V, com capacidade para

10 Amperes, possa carregar as baterias. Alem da mobilidade, o sistema de

baterias permite ao tomógrafo funcionar quando há falta de energia elétrica no

hospital, aliviando o sistema de fornecimento de emergência de energia.

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

isótopo emissor de pósitrons, como, 11C, 13N, 15O ou 18F. 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.

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 radionuclídeos. Como a

fonte, os radionuclídeos, está 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 imagem SPECT

é da ordem de US$ 700, enquanto o de uma PET é da ordem de US$ 2000.



SISTEMA TOMOGRÁFICO

Inicialmente poderíamos dizer

que o tomógrafo de forma geral,

independente de sua geração, é

constituído de três partes:

a) portal;

b) eletrônica de controle;

c) console de comando e computador.

Estes seriam os itens mais complexos e, com certeza, os que requerem

um maior cuidado por serem os mais caros. Há também uma tendência em se

reduzir o tamanho e simplificar os componentes que integram um sistema

tomográfico, o que acabará reduzindo as partes do sistema aos três itens

citados.

No entanto, um sistema de Tomografia Computadorizada é muito mais

do que apenas os componentes citados. Além desses equipamentos, o sistema

é completado com a parte de alta tensão/alta potência, a mesa motorizada para

o paciente, um console remoto para o médico radiologista fornecer o

diagnóstico, impressora fotográfica ou laser, entre outros. Vale lembrar que

cada um destes componentes é formado por inúmeras partes, sejam

mecânicas ou elétricas. Na Figura 1.11, a seguir, podemos verificar a forma de

interligação entres os diversos componentes.

Fisicamente, estes módulos, chamados de armários devido a

semelhança de forma, podem estar localizados na mesma sala ou em várias

salas distintas. Nos tomógrafos mais modernos, muitos destes armários foram

incorporados pelos portais, reduzindo, portanto o espaço total necessário para

a implantação de um serviço de tomografia. Esta redução chegou a ponto de

serem construídos tomógrafos móveis, que já estão disponíveis no mercado.

1 - Gantry (portal):

É o maior componente de um sistema

tomográfico e o que mais impressiona. Pelo

seu tamanho e imponência, pelo fato do

paciente ficar envolvido por ele durante o

exame e por não enxergarmos o movimento

do cabeçote e dos detectores, há sempre um

fascínio sobre seu funcionamento.

Estrutura complexa do ponto de vista

mecânico, cujo funcionamento elétrico não difere de um sistema de RX

convencional. Contém o tubo de RX com anodo giratório refrigerado a óleo ou



água, filamento que pode ser simples ou duplo (dual); filtros e colimadores,

sistema de aquisição de dados, motores e Sistemas mecânicos que permitem

angulação e posicionamento (laser).

Engrenagens e

motores elétricos

garantem precisão e

velocidade ao sistema

de rotação. Pistões

hidráulicos permitem a

angulação que pode

alcançar ate 30 graus, o

que e importante para

alinhar a anatomia

quando necessário.

Os detectores são dispostos em oposição ao tubo ou como nos

tomógrafos mais modernos, em toda a circunferência do portal, podendo ser

moveis ou estáticos. Junto aos detectores encontram-se placas e circuitos

eletrônicos responsáveis pela transdução da informação sobre a quantidade

absorção do feixe de RX pelo corpo do paciente, em sinal eletrônico analógico.

A seguir essa informação e digitalizada e será transmitida ao

computador que fará os cálculos matemáticos necessários para a formação da

imagem. A tecnologia de anéis deslizantes (“slip rings”) - dispositivos

eletromecânicos condutores de eletricidade – eliminou a necessidade de cabos

de alta tensão, o que permite rotação continua sem a interferência de cabos. A

abertura e relativamente estreita – em torno de 70-85 cm.

Resumo dos Componentes:

Tubo de raios-X;

Conjunto de detectores;

DAS - Data Aquisition System;

OBC - On-board Computer - (controle de kV e mA);

Stationary Computer – (interação dos comandos do painel de controle

com o sistema);

Transformador do anodo;

Transformador do catodo;

Transformador do filamento;

Botões controladores dos movimentos da mesa e do gantry;

Painel identificador do posicionamento da mesa e do gantry;

Dispositivo laser de posicionamento;

Motor para rotação do tubo;

Motor para angulação do gantry.



2 – Cabeçote:

O cabeçote de um tomógrafo é idêntico

ao de um equipamento de raios X convencional:

ampola com ânodo giratório, copo catódico,

refrigeração, filtragem, etc. Porém, devido ao

funcionamento constante do tubo durante um

exame, existe a necessidade de um sistema de

refrigeração eficiente. Vale lembrar, que no tubo

de raios X, 99% da energia gerada é

transformada em calor e apenas 1% é

convertida em fótons. No tomógrafo, todo este

calor é gerado durante alguns segundos de funcionamento, o que resulta numa

produção de calor de 1.000 a 10.000 vezes mais do que um tubo de raios X

convencional, que funciona durante tempos menores que 1 segundo. Cada

fabricante tem sua própria forma de energizar o tubo de raios X, dependendo

do desenho e da operação do tomógrafo computadorizado.

3 - Mesa de Exames

É o local onde o paciente fica posicionado e possui

as seguintes características:

Constituída de material radiotransparente;

Suporta 200kg;

Não enverga (alta resistência);

Movimenta-se até 200 cm em sentido

longitudinal (tampo deslizante);

Movimenta-se 120 cm em sentido horizontal

(sistema de elevação do tampo);

Importante fator principalmente em TC Multicorte;

Possui acessórios (suportes do crânio, dispositivos de contenção do

paciente, suportes de soro e outros).

4 - A Mesa de Comando

É o local de onde enviamos as

informações para o sistema, onde se

encontram armazenados os protocolos para

a aquisição das imagens e, ainda, o local

utilizado para o tratamento e documentação

das imagens adquirias. Na mesa de

comando podemos encontrar:



Monitor para planejamento dos exames;

Monitor para processamento da imagens;

Teclado alfa-numérico;

Mouse;

TrackBall;

Sistema de comunicação com o paciente.

5 - Sistema de Radioproteção

Regulamentado pela portaria 453: sala de comando separada da sala de

exames, sala baritada, porta revestida, vidro plumbífero, monitoração individual

por dosímetros, luz de aviso, aventais de chumbo, protetores de gônadas e

tomografia computadorizada.

Finalidades:

Inibir exposição acidental

Inibir exposição ocupacional

Inibir doses desnecessárias nos pacientes

6 - Sistemas Integrados

A Bomba Injetora é conectada ao

aparelho de TC e é controlada por ele. Sua

finalidade é permitir que o contraste seja

administrado no paciente com tempo e

velocidade predeterminados para o exame.

SENSORES DE RAIOS X

Os detectores eletrônicos de raios X utilizados nos tomógrafos

computadorizados devem possuir três características importantes:

a) uma alta eficiência para minimizar a dose no paciente;

b) estabilidade ao longo do tempo;

c) ser insensível as variações de temperatura dentro do portal.



A eficiência do sensor é uma função de três componentes básicos

durante a sua construção: geometria, captura do fóton e conversão do sinal.

Cada fabricante procura alterar a construção de seus detectores visando

melhorar uma destas características para obter uma eficiência total adequada.

A forma de ajuste desses pontos são considerados segredos industriais, pois

os sensores são fundamentais para definir a qualidade da imagem tomográfica

produzida.

A eficiência na geometria está ligada a área do sensor que é sensível

aos raios X em relação a área total de construção do sensor que será exposta

ao feixe. Separadores finos colocados entre os elementos detectores para

remover a radiação difusa, ou regiões insensíveis, irão degradar a eficiência

geométrica. A eficiência quântica (ou de captura do fóton) refere-se à fração do

feixe incidente no detector que será absorvida e contribuirá para o valor do

sinal medido. Não podemos esquecer que parte da energia dos fótons

incidentes nos sensores também é convertida em calor. A eficiência de

conversão está ligada na capacidade de conversão precisa do sinal de raios X

absorvido em um sinal elétrico. A eficiência total é um produto dos três fatores

e geralmente se encontra entre 0,45 e 0,85. Ou seja, há uma perda de 15% a

55% entre os fótons que estão disponíveis para conversão e o sinal elétrico

disponibilizado pelo sensor. Desta forma, o sistema de detecção é não-ideal e

resulta na necessidade de aumento da dose de radiação no paciente se o

objetivo for manter a qualidade da imagem. O termo eficiência de dose

algumas vezes é utilizado como sinônimo da eficiência do sensor.

Os sistemas comerciais de tomografia utilizam-se de dois dos três tipos

de sensores disponíveis: câmara de ionização e sensor de estado sólido. O

terceiro tipo de sensor de raio X, a câmara fotomultiplicadora não pode ser

utilizada em tomografia devido ao volume necessário para construí-la (sua

miniaturização é impossível).

Sensores de Estado Sólido

Os sensores de estado sólido consistem em

um arranjo de fotodiodos e cristais de cintilação. Os

detectores de estado sólido normalmente possuem

uma alta eficiência quântica e de conversão, e uma

faixa dinâmica larga. O princípio de funcionamento é

simples. Os cristais são atingidos diretamente pelo

feixe de fótons de raios X. Estes fótons irão interagir

com os átomos do cristal que irão transformar a

energia de raios X em energia luminosa. Os fótons

de luz produzidos serão então emitidos em todas as direções, porém,

preferencialmente na direção oposta à incidência do feixe. Por sua vez, os

fótons de luz irão atingir o fotodiodo (diodo sensível à luz) que é construído

junto ao cristal de cintilação.



Câmaras de ionização

Consistem de câmara preenchida

por gás comprimido (geralmente Xenônio)

na pressão de 30 atm. Por dois motivos:

aumentar a energia das moléculas de gás

facilitando a liberação de elétrons quando

incidir o RX e também para aumentar a

quantidade de átomos do gás disponível

para interagir com o feixe. A câmara é compartimentalizada através de laminas

de Tungstênio que coletam os íons liberados. Este tipo de detector tem

eficiência quântica menor se comparado ao de estado solido.

Neste tipo de dispositivo a detecção da radiação X ocorre de maneira

muito simples. O fóton X ao atravessar o gás pode atingir um dos átomos e

transferir sua energia para que um elétron do mesmo se torne livre. Uma alta

tensão é aplicada aos separadores de tungstênio, que são colocados entre as

câmaras, a fim de coletar os elétrons livres que são produzidos pela radiação.

Uma vez que vários elétrons sejam coletados, obtém-se então uma corrente

elétrica facilmente mensurável.

Câmara de ionização: (a) detalhe da montagem; (b) detalhe elétrico.

Sensores de estado sólido:

(a) detalhe da montagem do

fotodiodo e do cristal de cintilação;

(b) arranjo de detectores colocados

lado a lado, até 4800 elementos.



Esquema do funcionamento dos detectores:

Colimação

A colimação é necessária durante a

operação do tomógrafo pelas mesmas razões que

ela é necessária na radiografia convencional. Uma

colimação adequada reduz a dose no paciente pela

restrição do volume de tecido a ser irradiado. Mais

importante ainda é a qualidade de contraste da

imagem que é aumentada pela diminuição da

radiação secundária.

Na tomografia computadorizada é comum

ser colocado dois conjuntos de colimadores. Um

conjunto de colimador é montado junto ao cabeçote (pré-paciente) e ajuda a

controlar a dose de radiação no paciente.

O outro conjunto de colimadores é colocado logo a frente dos detectores

(pós-paciente) e influencia na qualidade da imagem, pois reduz a radiação

secundária, define a espessura do corte e também limita o campo de visão ou

largura do corte (scan diamenter ou field of view).

Sistema Elétrico

Todos os tomógrafos

computadorizados trabalham com

tensão de tubo (kVp) fornecida por

sistemas trifásicos ou de alta freqüência.

Isto garante a eficiência do sistema, pois

garante que a produção de fótons seja

constante durante todo o exame e o

feixe terá sempre o mesmo espectro. Os

sistemas de alta freqüência têm sido



preferidos pelos fabricantes no desenvolvimento de TC mais modernos, pois

permitem a compactação dos circuitos eletro-eletrônicos, permitindo que o

sistema de potência seja instalado dentro do próprio portal. Há, então, uma

grande economia de espaço físico na sala, pois se diminuí um armário, e

ganhe-se também na facilidade e barateamento do custo de manutenção.

Tecnologia de anéis deslizantes (slip ring technology): - 1990

Na maioria dos tomógrafos de

gerações anteriores, as conexões

entre os componentes do sistema

rotacional do portal e os componentes

da parte estacionária do mesmo,

eram feitas através de cabos de

espessura limitada e havia

necessidade de necessidade de

rotação de ate 700 graus. O sistema

precisava parar para reverter a rotação entre os cortes. Com a tecnologia de

anéis deslizantes, “escovas” elétricas permitem conexão entre os componentes

rotacionais e estacionários. Com isso foi possível desenvolver os sistemas

helicoidais. A função critica dos sistemas de anéis deslizantes e fornecer

kilowatts para energizar o tubo de RX ao mesmo tempo em que transfere sinais

digitais em alta velocidade e controla estes sinais.

Características:

Cabos conectados a anéis estáticos;

Energia e sinais transmitidos para componentes rotacionais e

estacionários do portal através de escovas estacionárias que deslizam

sobre os anéis;

Permite rotação contínua;

Não necessita rodar e parar;

Tempo de escaneamento ~ 0.3 s.



FORMAÇÃO DO TOMOGRAMA

Matriz da Imagem

Para entendermos melhor

como é gerado um tomograma,

primeiro temos que entender

como o computador trabalha com

a imagem. A imagem que é

apresentada ao técnico ou ao

radiologista, seja no monitor ou

no filme, é formado pela diferente

coloração em níveis de cinza de

milhares de pontos. Assim, como

ocorre no televisor, a imagem obtida do corte da anatomia é na realidade um

conjunto de pontos com tons diferentes. É como se a imagem fosse dividida em

uma matriz de N x N pontos.

Atualmente, a imagem tomográfica é gerada com matrizes a partir de

256 x 256 pontos, passando por 320 x 320 até 512 x 512 pontos.

Equipamentos mais modernos chegam a trabalhar com matrizes de 1024 x

1024 pontos, o que significa dividir a imagem em mais de 1 milhão de pontos.

E o trabalho do equipamento tomográfico, juntamente com o

computador, é justamente definir, indiretamente, o valor da densidade daquela

pequena porção de tecido humano que cada um destes pontos está

representando. Se houver uma mínima diferença de densidades entre dois

pontos consecutivos, então o computador atribuirá um tom de cinza diferente

para cada um dos pontos, resultando no contraste que levará ao diagnóstico

médico.

Elementos Fotográficos

A menor unidade de dimensão

ou de imagem do tomograma

computadorizado é o ponto

fotográfico, conhecido em inglês por

pixel (picture element), conforme

demos uma idéia acima. O pixel não

tem uma dimensão ou comprimento

definido, pois depende do tamanho do

campo de visão e da matriz de

imagem. Assim, a escolha dos dois

pelo técnico irá determinar que o pixel represente certa porção da área

transversal ou corte realizado no paciente.

O campo de visão (CDV), ou field of view (FOV), ou ainda scan

diameter, é um valor fornecido pelo técnico operador quando da realização de



cada exame e representa a largura de visualização da imagem. O valor que o

técnico escolhe é definido pela largura do paciente ou da anatomia que está

sob exame e pode representar um quadrado de lado L ou um círculo de

diâmetro L. Este valor está diretamente relacionado com a região do exame:

para crânio, o campo de visão é da ordem de 24 cm, para tórax/abdômen

utiliza-se 35 cm ou 42 cm (paciente obeso). Os valores permitidos para o FOV

podem ser fixos (2 ou 3 valores) nos equipamentos mais antigos, ou ajustáveis

de 1 em 1 cm nos tomógrafos mais modernos.

A definição desta medida pelo técnico permitirá a visualização da

imagem com a melhor resolução possível dentro dos limites do equipamento.

Por isso, quando o equipamento permitir a definição exata do campo de visão,

o técnico deverá utilizar o espessômetro para medir o paciente e com isso

informar ao computador a medida exata.

Se o técnico especificar um campo de visão menor do que a largura do

paciente, ele estará ampliando a anatomia central do paciente, o que pode ser

útil para alguns diagnósticos por permitir uma melhor resolução da imagem.

Este procedimento resulta em menos distorções na imagem do que ampliar a

imagem após a realização do exame (ampliação digital).

Porém, devemos lembrar que a imagem apresentada na tela, não

representa apenas um corte que separou a anatomia do paciente em duas

partes, superior e inferior, ou direita e esquerda. Na realidade, o corte realizado

no paciente possui uma espessura de alguns milímetros. Logo, a densidade

apresentada através do tom de cinza pelo pixel na tela estará representando na

realidade, não uma área, mas sim a densidade de um pequeno volume do

corpo do paciente, conforme ilustra a Figura acima. Conhecido como voxel,

este elemento, ou esta quantidade, deve ser do entendimento principalmente

do radiologista, pois de acordo com os parâmetros utilizados, o tamanho do

voxel irá definir o menor tamanho de patologia a ser identificada.

Uma vez que saibamos o valor do campo de visão e a matriz escolhida,

podemos calcular o quanto representa, ou qual a dimensão de cada pixel em

termos de medidas reais. Para tanto, basta que dividamos a dimensão do

campo de visão pelo valor da matriz. Vejamos os exemplos:

a) campo de visão de 24 cm apresentado por uma matriz de 256 x 256 pixels

1 pixel = 240 mm / 256 = 0,9375 mm

b) campo de visão de 35 cm apresentado por uma matriz de 256 x 256 pixels

1 pixel = 350 mm / 256 = 1,3671 mm

c) campo de visão de 35 cm apresentado por uma matriz de 512 x 512 pixels

1 pixel = 350 mm / 512 = 0,6835 mm

d) campo de visão de 45 cm apresentado por uma matriz de 512 x 512 pixels

1 pixel = 450 mm / 512 = 0,8789 mm



Como podemos ver, o ponto colorido na tela pode representar uma área no

paciente de 0,6835 mm x 0,6835 mm ou uma área de 1,3671 mm x 1,3671mm.

Isto dá uma diferença de 4 vezes entre a menor (0,467 mm2) e a maior área

(1,869 mm2). Logo, por exemplo, patologias menores que 1 mm2 não seriam

detectadas com a escolha da resolução maior (opção b).

Esta mesma relação também pode ser estendida para a questão do

voxel, bastando apenas multiplicar os valores das dimensões do pixel pela

espessura do corte realizado. Assim, teríamos a noção do menor volume

identificável pelo exame tomográfico.

Vejamos os exemplos:

a) campo de visão = 24 cm; matriz = 256 x 256 pixels; corte = 1 mm

1 voxel = (240 mm / 256 )2 x 1 mm

1 voxel = (0,9375)2 x 1 mm = 0,8789 mm3

b) campo de visão = 24 cm; matriz = 256 x 256 pixels; corte = 5 mm

1 voxel = (240 mm / 256 )2 x 5 mm

1 voxel = (0,9375)2 x 5 mm = 4,3945 mm3

c) campo de visão = 35 cm; matriz = 256 x 256 pixels; corte = 1 mm

1 voxel = (350 mm / 256 )2 x 1 mm

1 voxel = (1,3671)2 x 1 mm = 1,8689 mm3

d) campo de visão = 35 cm; matriz = 256 x 256 pixels; corte = 5 mm

1 voxel = (350 mm / 256 )2 x 5 mm

1 voxel = (1,3671)2 x 5 mm = 9,3448 mm3

Com os exemplos podemos notar que para que um tumor seja detectável,

seu volume mínimo deve ser muito próximo do volume de voxel. Por isso,

cortes mais finos e matrizes maiores são sempre recomendadas por permitirem

uma maior resolução na imagem. No entanto, o tempo e o esforço

computacional aumentam também consideravelmente.



Reconstrução da Imagem

A imagem tomográfica,

embora pareça ser a

representação quase perfeita das

anatomias do paciente em exame,

na realidade é um conjunto de

números, transformados em tons

de cinza, que informam a

densidade ou atenuação de cada

ponto da anatomia examinada.

Como as partes anatômicas

possuem densidades distintas,

dependendo das células que a compõem, as informações das densidades

acabam formando imagens que, na tela, desenham as várias anatomias do

corpo humano.

Para descobrir o valor de densidade de cada ponto interior ao corpo

humano, o tomógrafo realiza a medição da atenuação de radiação que o corpo

humano provoca quando atravessado por um feixe de raios X. Como esta

atenuação é realizada por todo o corpo, é necessário que se façam várias

exposições em diferentes ângulos. Assim, se obtém uma grande quantidade de

dados para que o computador possa definir ponto por ponto da imagem qual

seu valor de atenuação, ou de densidade. A transformação desses valores de

atenuação nos vários níveis de cinza a cria uma imagem visual da seção

transversal da área examinada.

Os valores de atenuação para cada conjunto de projeção são

registrados no computador e a imagem tomográfica computadorizada é

reconstruída através de um processamento computacional complexo. O

número finito de valores de atenuação correspondente ao objeto varrido é

organizado na forma de uma matriz ou tabela. O tamanho da matriz da

imagem, ou seja, o número de pontos fotográficos calculados (pixel’s) irá

implicar no número de projeções individuais. O tamanho da matriz, ou tabela,

contudo, também influencia na qualidade da resolução da imagem. Matrizes

maiores significam mais pontos e pixel’s de menor área, o que resulta em mais

detalhes. No entanto, implicam num esforço computacional muito maior pelo

computador.

A Intensidade de Radiação Residual compreende a radiação incidente

menos a radiação absorvida pelo objeto e pode ser obtida segundo a equação:

N = NO. e–( µ)x

Onde:



N = Intensidade de Radiação Residual

NO = Intensidade de Radiação Incidente

e = Base do logaritmo natural (2,718)

µ = Coeficiente de atenuação linear

x = Espessura do objeto

Considerando que a imagem tomográfica e formada por "n" pequeninos

blocos de imagem correspondentes a cada voxel da matriz, a equação se toma

mais complexa a medida que as matrizes vão apresentando melhor resolução.

Num equipamento atual que trabalha com matriz 512 x 512, a equação poderia

ser assim representada:

N = NO . e- (µ1 + µ2 + µ3 + µ512) . x

O numero de equações utilizadas para reconstrução de uma imagem

aumenta em função do numero de detectores do equipamento e do numero de

projeções utilizadas na construção da imagem. Nos equipamentos atuais de

matriz de alta resolução são necessárias, muitas vezes, o emprego de 200.000

equações para a reconstrução de uma única imagem, dai a necessidade de um

sistema de computação potente e veloz.

Métodos de Reconstrução das Imagens

O método matemático utilizado na reconstrução das imagens e

denominado algoritmo. Basicamente três formas de cálculos são utilizadas para

este fim:

1. retroprojecão;

2. O método interativo;

3. O método analítico.

Retroprojeçao

É um método teórico, não

utilizado nos equipamentos atuais.

Consiste basicamente na obtenção de

imagens em diferentes projeções, com

a correspondente somatória dos

resultados obtidos em cada projeção,

ou seja, considera-se que o corpo

humano é feito de um mesmo material

ao longo daquele caminho. A



intensidade medida pelo detector é chamada na literatura de raio-soma. Isto é

feito para lembrar que o “raio” detectado é a soma de todos os efeitos de

atenuação ao longo do caminho percorrido através do paciente.

O resultado final apresenta a imagem real do objeto, contaminada pelo

efeito das inúmeras projeções.

O método Interativo

O método interativo considera um valor médio de atenuação para cada

coluna ou linha da imagem. A partir deste pressuposto, compara os resultados

obtidos com a media previamente estabelecida e faz os ajustes necessários

adicionando·se e subtraindo-se valores em densidades para cada elemento da

imagem, ate a sua reconstrução final. O primeiro equipamento de tomografia

E.M.I utilizou este método para a reconstrução de suas imagens. Embora

parecido com o método da retroprojeçao, apresenta imagens mais nítidas, por

eliminar as "contaminações".

O método Analítico

É o método utilizado em quase todos os equipamentos comerciais. O

método analítico ainda e dividido em dois métodos amplamente conhecidos

entre os matemáticos:

A analise bidimensional de Fourier;

Retroprojeçao filtrada.

Analise Bidimensional de Fourier

O método da analise bidimensional de Fourier consiste em analisar

funções de tempo e de espaço pela soma das freqüências e amplitudes

correspondentes. Trata-sede um método complexo para os nossos

conhecimentos e que foge ao escopo deste texto.

A vantagem do uso do método analítico pela analise bidimensional de

Fourier reside no fato de o computador poder trabalhar com maior velocidade,

dado este relevante em qualquer sistema de tomografia.

Retroprojeçao Filtrada

O método analítico de retroprojeçao filtrada e similar ao de

retroprojeçao, exceto pelo fato de que as freqüências correspondentes ao

barramento verificado na retroprojeçao são eliminadas, tornando a imagem

mais nítida. E um método utilizado em alguns equipamentos comerciais.



Após todos os cálculos, as várias imagens são somadas

ponderadamente para que se possa obter a imagem final do corte, que pode

ser então apresentada no monitor.

Resumao:

Formação da Imagem Tomográfica

O processo pode ser

dividido em três fases: aquisição

de dados, reconstrução

matemática da imagem e

formatação e apresentação da

imagem.

a) Fase de Aquisição de Dados

A fase de aquisição de dados é também conhecida como fase de

varredura ou de exploração. Inicia-se com a exposição de uma seção da

região do corpo a um feixe colimado de raios-X.

O raio, ao atravessar o corpo, é atenuado, e a leitura do sinal do detector

é proporcional ao grau de atenuação ou ao grau de penetração do raio.

Portanto, a intensidade do sinal do detector é uma medida da

atenuação.

O ângulo mínimo de varredura necessário para obter a imagem através

do mapeamento dos coeficientes lineares de atenuação da seção é

180°. Os dados são duplicados se a rotação é completa, 360°, típica das

varreduras convencionais.

Varreduras com ângulos menores são realizadas com o objetivo de

diminuir o tempo de varredura e com ângulos maiores para diminuir os

artefatos de movimento, em estudos das regiões do tronco.

b) Fase de Reconstrução da Imagem

A reconstrução de imagem de TC é um processo realizado por

computador. Algoritmos matemáticos transformam os dados

brutos em imagem numérica ou digital. A imagem digital é uma

matriz bidimensional, em que cada elemento de matriz,



denominado de pixel, recebe um valor numérico denominado de

número de TC. O número de TC está relacionado ao coeficiente

linear médio de atenuação do elemento do objeto, o voxel, que

ele representa.

O tamanho do voxel é fundamental na qualidade da imagem,

sendo selecionado de acordo com o requisito clínico da imagem.

Sua altura é igual à espessura do corte e a base é estabelecida

pela razão entre o campo de visão e o tamanho da matriz. O

campo de visão (FOV) é o diâmetro máximo da imagem

reconstruída, selecionado pelo operador. A matriz de

reconstrução é, em geral, de 512 x 512 ou 1024 x 1024 pixels.

c) Fase de Apresentação da Imagem

A fase final é a conversão da imagem digital em uma imagem de

vídeo, para que possa ser diretamente observada em um monitor

de TV e, posteriormente documentada em filme.

QUALIDADE DE IMAGENS EM TC

Em TC a visibilidade das imagens produzidas depende não apenas das

características do tomógrafo, mas principalmente de como o mesmo e operado,

ajustando os protocolos de acordo com as necessidades do exame que vai ser

realizado.

Essa afirmação levanta uma questão interessante: se a qualidade de

imagem pode ser ajustada pelo operador, porque então não ajustar sempre

para a melhor qualidade e visibilidade? A resposta não é tão simples quanto a

pergunta, mas em imagenologia medica sempre existem ganhos e perdas a

serem considerados:

Muitas vezes quando se muda um item no protocolo para melhorar a

qualidade das imagens, outra característica pode ser prejudicada na sua

qualidade;

Em imagenologia medica e fundamental equilibrar a qualidade de

imagens e a dose para o paciente.

Um protocolo otimizado equilibra as características da imagem (por

exemplo, borramento e ruído) e utiliza a dose de radiação necessária para

produzir a qualidade de imagem requerida. A tecnologia de imagens em

medicina e como uma extensão do olho humano. Da mesma forma que

utilizamos um microscópio, um telescópio, enfim, aparelhos para enxergar a



distancia, os equipamentos médicos levam nossa visão a regiões invisíveis do

corpo humano.

Os equipamentos em

imagenologia médica devem

oferecer imagens com

sensibilidade de contraste

suficiente para distinguirmos

estruturas com densidades

semelhantes. Por exemplo, um

pequeno tumor no fígado, uma área se isquemia no encéfalo. Distinguir um

projétil de arma de fogo ou uma calcificação no corpo humano e sempre fácil,

pois sua densidade e muito elevada e produz alto contraste com o “fundo”.

A função principal da imagenologia em Medicina é converter o contrate

físico em contraste visual, transferindo o contraste entre as estruturas do corpo

para a imagem. A sensibilidade de contraste vai depender tanto das

características do método a ser utilizado, quanto das características intrínsecas

da região a ser examinada.

Resolução de contraste (RC)

Capacidade de distinguir duas densidades muito próximas. Em imagem

digital o parâmetro mais importante para definir contraste é a profundidade da

imagem ou o numero de bits por pixel – assunto que vamos discutir logo

abaixo. Isto define a amplitude das variações dos níveis de cinza. Uma

estrutura só será detectada se seu contraste com o meio for 3 a 5 vezes maior

que o nível de ruído. Quanto maior for a estrutura, melhor e a resolução de

contraste.

RC melhora com:

> Pixel

> Matriz (matriz fina)

> mAs ( < ruído)

> Espessura de corte

Tudo o que < o ruído aumenta a resolução de contraste

Resolução Espacial (RE)

Capacidade de distinguir dois pontos muito próximos entre si. Depende

de muitos fatores relacionados tanto a obtenção das imagens como ao

processo de reconstrução. Quanto maior o numero de projeções durante o

processo de escaneamento, melhor será a resolução espacial. Quanto menor o



pixel, melhor será a resolução espacial. A Resolução Espacial também

depende do numero de pixels da matriz. Quanto mais “fina” (maior) for a matriz,

maior será o numero de pixels e melhor será a resolução espacial como se

pode ver abaixo:

Resumindo, a RE depende de:

Matriz

> Matriz (matriz fina): > CSR – coeficiente sinal/ruído - (mas >

tempo de reconstrução)

FOV

> FOV sem mudar a matriz: > pixel (mas < CSR)

Espessura de corte

Cortes finos: < artefato de Volume Parcial

Numero de projeções

> Nº projeções > RE

Parâmetros que Afetam a Qualidade da Imagem em TC

A qualidade da imagem de TC é uma matéria complexa influenciada por

parâmetros relacionados à dose, por parâmetros relacionados ao

processamento da imagem e por parâmetros clínicos.

1- Parâmetros Relacionados à Dose de Radiação

a) Fatores de Exposição

Os fatores de exposição relacionados à dose de radiação para o

paciente são os seguintes: tensão aplicada ao tubo de raios-X (kV), corrente no



tubo de raios-X (mA) e tempo de exposição (s), os quais afetam tanto a

qualidade de imagem como a dose de radiação para o paciente.

b) Espessura de Corte

A espessura nominal do corte, entre 1 a 10 mm, é selecionada de

acordo com o tamanho da estrutura ou da lesão que se deseja estudar.

Contudo, deve-se estar atento às implicações da espessura de corte na

qualidade de imagem e na dose de radiação para o paciente.

c) Incremento de Mesa

Na TC seriada, a separação entre cortes irradiados e de imagem, é

definida como o incremento da mesa menos a espessura nominal do corte, que

são os parâmetros selecionáveis. Nos estudos clínicos, a separação entre

cortes encontra-se na faixa de 0 a 10 mm se os cortes não são superpostos.

d) Passo ou Fator de Passo

Na TC helicoidal a separação entre cortes, durante a fase de exposição,

é dada pelo passo. O passo é definido como a razão entre o deslocamento da

mesa durante uma rotação completa do tubo e a espessura nominal de corte.

e) Inclinação do “Gantry”

A inclinação do “gantry” é definida como o ângulo entre o plano vertical e

o plano formado pelo tubo de raios-X, o feixe de raios-X e o conjunto de

elementos de detecção. O gantry, normalmente, permite inclinação de –25° a

+25° Um ângulo diferente de zero pode ser apropriado para reduzir ou eliminar

artefatos ou reduzir a dose de radiação em órgãos ou tecidos radiosensíveis.

f) Volume de Investigação

O volume de investigação é o volume de imagem definido pelo início e

pelo fim da região estudada. Devem-se cobrir todas as regiões que tenham

possibilidade de apresentar sinais de doenças para a indicação do exame.

Considerando que todos os outros parâmetros permaneçam fixos, quanto

maior o volume de investigação maior será a dose para o paciente.

2 - Parâmetros de Reconstrução e Apresentação da Imagem

a) Campo de Visão (FOV)



O campo de visão (FOV) é definido como o diâmetro máximo na imagem

reconstruída e abrange a faixa de 12 a 50 cm. Escolher um FOV pequeno

significa reduzir o tamanho do “voxel”, uma vez que se utiliza toda a matriz de

reconstrução para uma região menor do que no caso de um FOV mais extenso.

Isto traz a vantagem de melhorar a resolução espacial da imagem. Ao se

selecionar o FOV deve ser ponderado se todas as regiões com possíveis sinais

de doença foram incluídas. O FOV muito pequeno pode excluir sinais

relevantes da doença.

b) Algoritmo Matemático

O algoritmo de reconstrução é composto de instruções matemáticas

para o cálculo da imagem e as etapas principais são a convolução dos perfis

de atenuação e, posteriormente, a retroprojeção. O aspecto e as características

da imagem de TC são fortemente dependentes do algoritmo selecionado,

especificado pelo núcleo ou filtro de convolução

c) Tamanho da Matriz de Reconstrução

A matriz de reconstrução é o arranjo de linhas e colunas de pixels da

imagem reconstruída, tipicamente 512 x 512 e 1024 x 1024. Os tomógrafos

mais antigos apresentam matriz de reconstrução de menor tamanho.

d) Ajuste da Janela de Apresentação

Uma janela é caracterizada pela sua largura e o seu centro da janela,

expressos em UH. A largura de janela é definida como a faixa de números de

TC que é convertida em tons de cinza.

De modo geral, para reproduzir uma faixa ampla de tecidos é apropriada uma

janela mais larga. Janelas mais estreitas são mais convenientes para mostrar

tecidos específicos.

e) Filtros pós-Processamento

Em adição aos principais algoritmos de reconstrução que são aplicados

aos dados iniciais de atenuação (dados brutos), muitos tomógrafos oferecem

filtros pós-processamento que podem ser aplicados para suavizar ou

intensificar a imagem final na tela do monitor. Há uma larga variedade de tipos

desses filtros.

f) Fator de “zoom”



A imagem digital permite o uso do recurso de “zoom” para magnificar a

imagem de um setor do campo investigado. Os valores dos pixels relativos

àquele setor são redistribuídos, por interpolação, por toda matriz de

apresentação. O “zoom” auxilia a análise de detalhes da imagem, acarretando,

porém, a perda de nitidez.

3 - Parâmetros Clínicos

O tamanho e a composição do paciente afetam os aspectos

característicos da imagem tomográfica. Para uma dada exposição, as imagens

de um paciente de grande porte apresentam mais ruído do que as imagens de

pacientes de menor porte. Então, espera-se que aumentando a dose de

radiação poder-se-á ter uma imagem melhor. Ocorre que a grande quantidade

de tecido adiposo em pacientes obesos produz melhor delineação das

estruturas do que ocorre com pacientes não obesos. Assim, a qualidade da

imagem para o diagnóstico pode ser adequada, embora com mais ruído.

O paciente deve permanecer o mais imobilizado possível. As fontes

principais de artefatos de movimentos involuntários do paciente são:

respiração, atividade cardiovascular, peristalse e engasgo. Os artefatos ficam

reduzidos diminuindo-se o tempo de aquisição de dados.

Os órgãos radiosensíveis devem ser protegidos sempre que possível

isto quando estiverem fora do campo de imagem, de 10 a 15 cm do volume de

investigação. O protetor de gônadas masculino tem se mostrado eficaz. O

mesmo não ocorre com os protetores das gônadas femininas.

COEFICIENTE DE ATENUAÇÃO

O coeficiente de atenuação é uma medida

arbitrária criada por Hounsfield para quantificar a

atenuação do feixe de RX apos atravessar o corpo.

A representação de cada tecido na Escala de

Hounsfield (EH) varia de acordo com o quanto este

absorveu de fótons de RX. A água corresponde ao

valor zero da escala, valor de referencia por ser de

fácil obtenção para calibrar os aparelhos.

Tecidos muito densos como os ossos,

absorvem mais fótons que tecido pouco densos

como o ar nos pulmões. Por convenção – para manter correspondência com a

Radiologia - valores altos de atenuação (ossos) são representados em branco

e valores baixos (ar, gordura) em preto. A EH varia de -1000 (ar) a +1000

(osso). Atualmente foi estendida para + 4000 para poder incluir o osso cortical

muito denso.



Valores de densidade

Para cada elemento de volume, voxel, o computador calcula um dado

valor numérico que representa o valor do coeficiente de atenuação daquele

voxel. Devemos lembrar que este valor de atenuação na realidade corresponde

à quantidade média de absorção de radiação daquele tecido representado pelo

pixel no monitor. A densidade na tomografia computadorizada é diretamente

proporcional (relação linear) com o coeficiente de atenuação, uma constante do

tecido influenciado por muitos fatores. O coeficiente de atenuação quantifica a

absorção da radiação X, para uma dada energia do fóton. Após a calibração

interna do tomógrafo, a densidade do tomograma para a água pura é ajustada

para o valor numérico 0, e a densidade do ar padrão para –1 000 unidades

Hounsfield (Hounsfield units, ou simplesmente HU). Esta relação entre o

coeficiente de atenuação do tecido e as unidades de Hounsfield forma a

conhecida ESCALA DE HOUNSFIELD.

Escala Hounsfield

Em tomografia

computadorizada, os

valores de atenuação são

medidos em unidades

Hounsfield (HU). O valor de

atenuação do ar padrão e

da água pura, definidos

como –1 000 HU e 0 HU,

respectivamente, representam pontos fixos na escala de densidade do TC e

mantêm-se inalterados mesmo com a variação da tensão do tubo. Esta é a

vantagem da Escala de Hounsfield, sua invariância com qualquer parâmetro

eletro-eletrônico, mecânica ou de processamento computacional. Desta forma,

os tomógrafos do mundo todo trabalham com esta escala, facilitando a troca de

informações entre técnicos e médicos radiologistas. Trata-se, pois, de um

padrão universal.

Dependendo da radiação efetiva gerada pelo aparelho de tomografia, a

relação da atenuação dos diferentes tipos de tecidos para o padrão da água

poderá variar. Portanto, os valores de densidades listados na literatura devem

ser considerados como simples indicações ou pontos de referência, e não

como valores absolutos para um determinado tecido ou órgão. Mas mesmo

assim, estes valores são suficientes para indicar ao radiologista se há sangue



normal ou coagulado numa determinada lesão, ou mesmo ajudar a identificar

secreções presentes nos pulmões, por exemplo.

Na tabela 1, a seguir, podemos verificar um resumo dos valores médios

de alguns órgãos e tecidos do corpo humano, bem como a dispersão (variação

máxima e mínima) em torno deste valor médio. Estes mesmo valores podem

ser visualizados graficamente na figura abaixo.

Densitometria

A disposição dos detectores no anel de varredura facilita as medições

quantitativas de densidade em áreas selecionadas livremente no objeto sob

teste (regiões de interesse). O número de TC, ou unidade Hounsfield,

representa a média aritmética de todos os valores de atenuação medidos num

volume elementar individual - voxel. A imagem sozinha em nível de cinza de

um objeto varrido fornece algumas informações da densidade relativa

(radiodensidade) da estrutura presente na imagem. Através da comparação

com os tecidos circundantes, a estrutura pode ser descrita como isodensa

(mesma densidade), hipodensa (baixa densidade) ou hiperdensa (alta

densidade). Em órgãos parencmatosos como o cérebro, fígado, rins e

pâncreas, o valor de atenuação dos tecidos circundantes sadios é normalmente

usado para comparação.



Os números de TC na faixa da água são descritos como água-densos,

aqueles na faixa da gordura como gordura-densos, e aqueles na faixa dos

músculos, como músculo-densos. Estas relações são úteis na descrição e

caracterização de tumores, abscessos e outras anomalias durante o

diagnóstico radiológico, e estão presentes na literatura médica.

Tempo de aquisição

Varreduras de tempo curto são desejáveis em tomografias

computadorizadas de corpo inteiro, uma vez que artefatos de movimentos

causados pela respiração, peristalgia e batimento cardíaco podem ser desta

forma eliminados. Sistemas de varreduras lentas com movimentos alternados e

de contra-rotação estão, contudo, sendo substituídos por sistemas de rotação

contínua, que apresentam tempos mais curtos de varredura. Por isso, o tempo

de realização do exame, que em alguns equipamentos pode ser ajustado pelo

técnico, também pode ajudar na melhora da qualidade da imagem.

VARIAÇÃO DA IMAGEM

A imagem tomográfica calculada pelo computador é na realidade um

conjunto de milhares de valores de Hounsfield memorizados numa matriz

quadrada. Estes valores podem variar normalmente de –1 000 HU a +3 095

HU, devido à codificação digital em 12 bits (212 = 4096). Porém, o que

interessa ao técnico e ao médico radiologista é uma imagem em tons de cinza

mostrada no monitor. Para que isso aconteça, é necessário que se realize uma

correspondência entre a Escala de Hounsfield e a escala de níveis de cinza.

Contudo, o olho humano normalmente só pode distinguir entre 20 e 30

tons diferentes. Se toda a escala de densidade de 4 000 HU fosse apresentada

em uma única imagem, o que seria visível seria apenas uma massa de tecidos

moles, alguma musculatura e ossos, além dos pulmões ou regiões com ar. O

médico radiologista seria capaz de distinguir apenas um tom de cinza dentro da



faixa de diagnóstico de importantes tecidos moles. Pois a faixa entre –100 HU

e 100 HU seria vista pelo radiologista como uma mancha só. Ele não poderia

visualizar todas as nuances densitométricas mensuráveis pelo computador, e

importantes informações para o diagnóstico seriam perdidas.

A janela da imagem foi então

desenvolvida como uma forma de

produzir contrastes vívidos mesmo

em diferenças densiométricas

suaves. O nome janela é utilizado,

pois ela permite que se visualize

apenas uma parte da imagem, não

em tamanho, mas em contraste, e

também simboliza sua flexibilidade de

movimentação, tal qual uma janela

comum.

O conceito da janela torna possível a expansão da escala de cinza

(largura da janela – window width) de acordo com uma faixa arbitrária de

densidades. Valores de atenuação acima do limite superior da janela aparecem

com tom branco, e aqueles abaixo do limite inferior são apresentados em preto.

O nível ou centro da janela (window center) determina o centro da

escala de densidades, ou seja, quais estruturas e órgãos são representados

com os níveis intermediários de cinza. Os ajustes da janela devem ser

realizados de acordo com as estruturas a serem diagnosticadas. Janelas

estreitas proporcionam uma imagem de alto-contraste, no entanto, há o perigo

de estruturas fora da faixa da janela serem inadequadamente apresentadas ou

mesmo, não serem percebidas. Com ajustes de janela mais amplos, diferenças

pequenas de densidades aparecem homogeneamente sendo assim,

mascaradas. A resolução é desta forma reduzida.

Vejamos dois exemplos de janela e a visualização da conversão de HU

para cinza com ajuda da figura 2.16:

Ex. 1: valor central = 200 HU largura = 1400 HU cada nível de cinza representa

5,5 HU

Ex. 2: valor central = 1000 HU largura = 400 HU cada nível de cinza representa

1,5 HU



Resumão:

Largura da Janela e Nível da Janela (Centro da Janela)

A largura da janela (WW) refere-se à extensão de números de TC que

são exibidos como matizes de cinza. Janela ampla indica mais números de TC

como um grupo (escala longa ou contraste baixo). Assim, a largura da janela

controla o contraste, (janelas amplas contraste baixo, como na obtenção de

imagens do tórax; janela estreita, contraste alto, como na obtenção de imagens

do crânio).

O nível da janela (WL), também chamado algumas vezes de centro da

janela, controla a densidade da imagem, ou determina o número de TC que

será o cinza central da extensão da largura da janela. O nível da janela é

geralmente determinado pela densidade de tecido que ocorre mais

freqüentemente dentro de uma estrutura anatômica.

Quando escolhemos uma “janela larga”, representamos centenas de

valores de densidade para cada tom de cinza, assim, conseguimos ver apenas

o que é muito diferente, por exemplo, ar e osso. A analogia é com uma grande

janela voltada para o horizonte. Para vermos “tudo” de uma vez, perdemos

pequenos detalhes. Assim, não é possível ver o parênquima cerebral, apenas

osso, por isto chamamos de “janela óssea” No tórax, o mediastino fica

obscurecido, mas o parênquima pulmonar é delineado pelo ar, por isto

chamamos de “janela pulmonar”. Qual a diferença entre elas? O “centro” a

janela larga para osso tem largura de 2000 UH e centro de 300 a 600. Na

janela pulmonar a largura é em torno de 2000 a 4000 UH e centro em torno de

600 negativos (-600 UH). O centro da janela fica na média das estruturas que

queremos ver melhor.

Quando escolhemos uma “janela estreita”, representamos poucas

unidades de densidade nos mesmos tons de cinza. Assim, perdemos os

extremos e ganhamos em capacidade de ver detalhes em torno do centro que

escolhemos. Novamente na analogia, é como se tivéssemos uma janela bem

estreita, perdendo a visão do horizonte, mas, tendo uma pequena porção de

cenário para ver, podemos ter maior detalhe do que estamos vendo. No caso

do tórax, vemos muito bem o mediastino e a musculatura. Esta janela é usada



para procurarmos gânglios entre os vasos do mediastino, bem como

neoplasias e qualquer outra lesão com densidade de partes moles. No caso do

encéfalo, usamos a janela estreita, com centro na densidade do parênquima

cerebral, para vermos a diferença entre a substância branca e cinzenta,

permitindo o diagnóstico de lesões muito sutis. Em patologias como o Trauma,

por exemplo, onde procuramos fraturas e lesões parenquimatosas,

fotografamos os mesmos cortes duas vezes. Um filme com janela de partes

moles e outro com janela óssea.

JANELA: define a extensão de níveis de cinza que me interessa para ver uma determinada parte do corpo. A largura de janela define os limites superior e inferior da Escala de Hounsfield que me interessam:

Janela “aberta” – mostra a maioria das estruturas;

Janela “fechada” - seleciona menos estruturas mas fornece mais detalhe

e aumenta o contraste;

CENTRO (LEVEL):

Ajusta o centro da janela e é o centro da EH;

Nível alto: para visibilizar tecidos densos;

Nível baixo: para visibilizar tecidos de baixa densidade;

PROBLEMAS COMUNS EM TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA

O efeito de Volume Parcial

Em tomografia, a imagem final representa a densidade correspondente

de cada tecido através de uma escala de cinzas. Particularmente nas imagens



com pouca resolução (matrizes baixas), um voxel pode ser representado numa

tonalidade de cinza não correspondente ao tecido que representa. Isto pode

acontecer, por exemplo, quando um voxel representa a imagem de um material

de baixa densidade e parcialmente a imagem de um material de alta

densidade. Os cálculos efetuados pelo computador podem atribuir uma

tonalidade de cinza correspondente a de um tecido muscular, causando um

artefato de imagem conhecido por Efeito de Volume Parcial.Este efeito tende a

ser reduzido nas matrizes de alta resolução.

Artefatos

Artefatos de Anel (Rings Artifacts)

Os artefatos em forma de anel que se apresentam na imagem estão

inicialmente relacionados com problemas nos detectores. Como os detectores

necessitam de calibração com o “ar" para reconhecimento dos demais tecidos,

ocasionalmente pode ocorrer de perderem os valores de referencia, o que

ocasiona artefatos na imagem na forma de anéis. O primeiro procedimento do

operador nestas circunstancias é efetuar uma calibração nos detectores.

A periodicidade com que devemos fazer essas calibrações varia de

aparelho para aparelho. A maior parte dos equipamentos modernos admite

uma única calibração diária.

Materiais de Alta Densidade (Strike)

Objetos metálicos, como projeteis de bala, implantes de materiais de alta

densidade, como as obturações dentarias, entre outros, produzem artefatos

lineares de alta densidade em conseqüência dos altos coeficientes de

atenuação linear apresentados por estes materiais.

A presença desses artefatos pode ser atenuada a partir do uso de um

feixe de alta energia (120/140 kV), embora não possam ser evitados.

Materiais de Alto Número Atômico

Os materiais de numero atômico alto tendem a se comportar como os

materiais metálicos e a produzir artefatos do tipo "strike". Os meios de

contraste positivos como o iodo e o bário, em altas concentrações, devem ser

evitados ou usados com critério.

Ruído da Imagem

O ruído, aspecto que confere granulosidade as imagens, ocorre principal

mente em conseqüência da utilização de feixes de baixa energia ou quando o



objeto apresenta grandes dimensões, como no caso dos pacientes obesos.

Nessas condições, ha que se aumentar a dose de exposição pelo aumento da

kilovoltagem, da miliamperagem ou pelo tempo de exposição.

PROCESSAMENTO DE IMAGENS

A unidade de processamento

é um computador, centro de todo o

sistema. Recolhe os dados brutos de

cada tomograma através dos

detectores. Os dados são

inicialmente armazenados no

formato digital. Imagens médicas

apesar de processadas digitalmente

tem que ser exibidas em formato

analógico.

Imagens analógicas incluem fotos, pinturas e imagens médicas

gravadas em filmes ou exibidas em monitores de computador, por exemplo.

Neste tipo de imagem podemos ver vários níveis de brilho (ou densidade do

filme) e cores. Trata-se de uma imagem continua e não composta de partes

(pixels). Imagens digitais são gravadas como vários números. A imagem e

dividida em uma matriz de pequenos elementos pictóricos (pixels). Cada pixel e

representado por um valor numérico.

A principal vantagem das imagens digitais e que podem ser processadas

de varias maneiras por sistemas de computação. Para serem captadas pelo

olho humano as imagens devem ser analógicas. Todos os métodos de imagem

que produzem imagens digitais devem convertê-las para imagens analógicas.

Não podemos “ver” imagens digitais, pois se trata de uma matriz matemática

de números.

Uma imagem digital é uma matriz de pixels. Cada pixel e representado por um

valor numérico. O valor do pixel esta relacionado ao brilho (ou cor) que vamos

enxergar quando a imagem digital for convertida em imagem analógica para

visualização. Quando visibilizamos uma imagem na tela do computador, por

exemplo, a relação entre o valor numérico atribuído ao pixel e o brilho exibido,

e determinada por ajustes de ”janela” como iremos discutir depois. Uma

imagem digital e representada no sistema de computação por números em

forma de dígitos binários denominados “bits” (binary digits).



Ao lado pode ver se a estrutura de

uma imagem digital. Primeiro ela e

dividida em uma matriz de pixels. Depois

cada pixel será representado por uma

serie de bits. Vamos em seguida discutir

os aspectos que afetam o numero de

pixels em uma imagem e o numero de

bits por pixel (profundidade da imagem).

Sistemas numéricos: o sistema numérico

humano baseia-se em dez dígitos (temos 10

dedos nas mãos...). Acima de dez, cada digito

ocupa uma “casa” – dezena, centena, milhar,

etc.. O valor final é a soma dos valores

individuais em cada “casa”.

Sistema numérico de computadores:

representados por um espaço “cheio” e um

espaço em branco - dígitos binários (binary digits = bits).

Profundidade da imagem: Numero de bits que representa cada pixel na

imagem

Com 8 bits por pixel teremos 28 = 256

níveis de cinza o que é o mínimo necessário

para imagens medicas. O detalhe anatômico

depende das dimensões dos pixeis. Pixeis

largos induzem borramento na imagem, pois o

detalhe anatômico será representado por um

numero menor de pixeis:

Pixeis estreitos pixeis largos



Tópicos sobre o uso de meios de contraste em TC

• Via oral (v.o),

• Endovenosa (e.v),

• Via retal (v.r) (quando o paciente apresentar perfuração em qualquer porção

do trato gastrointestinal),

• Uso de meios de contraste em tomografia é freqüente,

• Um dos contrastes positivos mais utilizados é à base de iodo,

• Contrastes positivos à base de bário também são utilizados numa escala

menor (sistema digestório).

Contrastes negativos

– Ar (colonotomografia e pneumoartrotomografia),

– Água (meio de contraste isodenso):

• não produz diferença de intensidade;

• evidencia a morfologia de determinadas vísceras,

Via oral ou via retal – contraste hidrossolúvel (a base de iodo) ou baritado diluído

– Serve para aumentar a atenuação entre duas estruturas (análise de vísceras

ocas).

• Via oral – administrado 1 hora antes do exame em sala;



• Via retal – fazer direto em sala (para doenças pélvicas);

• Contraste endovenoso – administrado para o realce das estruturas vasculares

e para aumentar o contraste entre as estruturas parenquimatosas:

vascularizadas, hipovascularizadas avascularizadas.

• O contraste iodado não-iônico vem progressivamente aumentando, devido à

diminuição de número de reações alérgicas adversas comparado ao iônico.

Volume de contraste nos exames de rotina em TC

– Volume médio de contraste no paciente adulto é de 1 a 1.5 ml/kg;

– Crianças 2ml/kg;

– Angiotomografia: 1,5 a 2 ml/kg;

– Para ingestão via oral protocolo define a quantidade de quanto contraste

deve ser diluído em água (40ml de contraste por litro de água para exames do

sistema digestivo).

Administração do contraste

– Preferência via intravenosa;

– Injetado manualmente;

– Tempo para o profissional que administra o contraste deixar a sala de exame;

– Garantir que o paciente não apresenta nenhuma reação adversa;

– Velocidade de injeção depende do protocolo quando o uso de bomba injetora

(em geral 3ml/s);

Contrastes a base de bário • O contraste de sulfato de bário (BaSO4) é utilizado exclusivamente nos

exames do sistema digestivo.

• Pacientes com histórico de perfuração no trato gastrointestinal - contra-

indicado (usar contraste iodado);

• Uso em pacientes com antecedentes alérgicos ao contraste iodado. Utilização

restrita.

• O bário utilizado não é o mesmo que o utilizado em radiografia. Deve possuir

diluição alta, pois pode causar efeito strike nas imagens.

Reações aos Meios de Contraste Baritados

• Não são injetados na corrente sanguínea;

• Também desencadeiam reações anafiláticas nos pacientes.

• Podem aderir às paredes do trato gastrointestinal e provocar ressecamento

no paciente. Orientar o paciente a ingerir líquidos após os exames baritados

para favorecer sua eliminação.



Decisões antes de injetar o contraste • Inicialmente todos os pacientes podem ser considerados pacientes de risco!

• Antes da injeção do meio de contraste alguns pontos devem ser analisados:

• Identificar os fatores de risco versus benefício potencial de seu uso;

• Avaliar as alternativas de métodos de imagem que possam oferecer o mesmo

diagnóstico ou ainda superiores;

• Ter certeza da indicação precisa do MC;

• Estabelecer procedimentos de informação ao paciente;

• Ter previamente determinada a política no caso de complicações.

MEDIDAS PROFILÁTICAS Hidratação e Jejum

• Hidratação contínua é permitida, pequenas refeições até duas horas antes da

injeção,

• Jejum de 8 horas para refeições pesadas com o objetivo de diminuir a massa

no sistema gastrintestinal diminuindo a possibilidade de náuseas e vômitos.

Pré-teste • É a injeção previa de pequena quantidade de contraste e a observação do

paciente quanto aos sintomas característicos.

• Teste fora de uso

Sedação e Anestesia

• Prevenir reações causadas por reações devido a ansiedade e medo:

Náuseas, vômitos e urticárias – reações leves.

• Método indicado para situações onde o paciente apresenta quadro de

agitação. Ocorre no sentido de profilaxia

Uso de Medicamentos • Anti-histamínicos e corticóides

• Administrados antes da injeção via venosa, quando o paciente já apresentou

reações e necessita realizar novamente o contraste.

CONCLUSÕES

• Todo paciente deve ser considerado de risco;

• Devemos considerar condições clinicas e patológicas antes da administração

do contraste;

• Todo paciente deve ser informado da natureza e riscos do meio de contraste

• Meios de contraste iodados são seguros;



• O uso de pré medicação é bastante controverso;

Modelo de questionário a ser preenchido ao se usar meios de contraste



Tópicos sobre Segurança em TC

• A tomografia é regulada pela Portaria 453, de 02/06/98, da ANVISA (Agência

Nacional de Vigilância Sanitária);

• Para prolongar a vida útil, o tubo de raios X deve ser aquecido após duas

horas de inatividade (Warm-Up);

• Após o aquecimento do tubo, é conveniente, pelo menos uma vez ao dia,

fazer calibração dos detectores. Evita artefatos do tipo anelar;

• Equipamentos dotados com laser para posicionamento do paciente deve-se

tomar o cuidado para não direcionar o feixe luminoso nos olhos do paciente;

• Respeitar o limite de massa estipulado pelo fabricante, evitando-se danos à

mesa de exames e problemas no seu deslocamento durante o procedimento;

• Existem em alguns equipamentos mecanismos de segurança especiais que

permitem interromper a alimentação elétrica do conjunto gantry/mesa

(presença de fumaça ou faíscas nos componentes);

• Problemas de software -> desligar (ShutDown) -> reiniciar (Start Up);

• Cuidados quanto à angulação do Gantry durante o exame. Alguns pacientes

podem ter parte do corpo pressionada pelo equipamento ou, até mesmo,

apresentar fobia por causa da proximidade do equipamento;

• Cuidado com a postura correta na operação do equipamento e condutas

inadequadas no trabalho (LER- Lesão por Esforços Repetitivos);

• Monitor na altura dos olhos (distância de 40 – 80 cm). Pés apoiados no chão

ou suporte;

Mãos livres sobre os teclados de forma que o antebraço forme

aproximadamente 90º com o braço;

• Controle de qualidade periódico (espessura do corte, resolução espacial,

ruído na imagem, etc) -> uso de phantons (fantomas);

PRINCIPAIS EXAMES REALIZADOS PELA TC

Tomografia Computadorizada de Crânio

O propósito primário da tomografia computadorizada de crânio é

fornecer um diagnóstico definitivo que geralmente não exige exames com-

plementares 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.

Indicações

Praticamente qualquer suspeita de processo patológico envolvendo o

encéfalo é uma indicação para tomografia computadorizada de crânio. Algumas

das indicações mais comuns para tomografia computadorizada de crânio

incluem as seguintes:

Suspeita de neoplasias, massas, lesões ou tumores encefálicos .

Metástases

Encefálicas;

Hemorragia intracraniana;

Aneurisma;

Abscesso;

Atrofia cerebral;

Alterações pós-traumáticas (tais como hematomas epidurais e sub-

durais);

Alterações adquiridas ou congênitas.

Tomografia Computadorizada de Tórax

O propósito primário da tomografia computadorizada torácica é servir

como um adjunto diagnóstico à radiografia convencional de tórax. Entretanto,

devido à relação custo/benefício, 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.

Indicações

As indicações patológicas comuns para a TC torácica são as seguintes:

Lesões hilares e mediastinais;

Aneurismas;

Abscesso ou cisto (bolsa cheia de líquido);

Doença cardíaca e pericárdica;

Processos patológicos do tórax (ou seja, asbestose);

Dissecação da aorta;

Tomografia Computadorizada Abdominal e Pélvica



Com o advento da tomografia computadorizada, 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/benefício da TC.

Indicações

Abdome

Suspeita de lesões primárias ou metastáticas do fígado, pâncreas,rim ou

baço;

Processos patológicos das adrenais;

Processos patológicos dos linfonodos, tendo a TC substituído a

linfangiografia na detecção de malignidades dos linfonodos;

Pancreatite;

Abscessos;

Hematomas hepáticos ou esplênicos;

Pelve

Carcinomas de próstata, colo uterino, bexiga e ovário;

Massas de tecidos moles e doenças dos músculos pélvicos;

Suspeita de abscessos;

Avaliação da articulação do quadril, especialmente em pacientes

traumatizados;

Exclusão ou detecção de doença oculta (uma doença oculta ou

encoberta, difícil de ser diagnosticada).



Resumao:

Incidências

Estudo das estruturas em cortes axiais e, em alguns casos, coronais.

Documentação do estudo feita em filmes especiais (+ sensíveis que os

utilizados na Radiologia Convencional).

Cortes axiais >> feitos de rotina, em todos os exames.

Cortes coronais >> obtidos nos estudos de algumas regiões (sela turca).

Cortes sagitais >> dificilmente conseguidos (disposição do tubo de raios

X).

Planos de cortes >> selecionados pelo operador.

Espessura do corte >>varia de acordo com o volume do órgão ou lesão

a ser analisada (est. Peq.: 1 a 5 mm; est. Vol.: 10 a 12 mm).

Os valores numéricos dos coeficientes de absorção dos tecidos são

calculados sempre em relação ao coeficiente linear da água, para o qual

é atribuído o valor numérico de zero.

Osso: faixa mais alta positiva da escala.

Ar (pulmão e tubo digestivo): faixa mais baixa negativa.

Unidades Hounsfield (UH).

A definição da imagem depende do contraste entre as diferentes

densidades das estruturas.

Maior sensibilidade do computador = maior gama de tons intermediários,

permitindo maiores informações que na Radiologia Convencional.

Densidade

Imagem Hipodensa: valores de atenuação baixos, entre o ar e a

água, menores ou iguais à 100 UH (Imagens do preto ao cinza

escuro) – Ar, gordura, líquor.

Imagem Hiperdensa: valores de atenuação altos, maiores ou iguais

a 100 UH (Imagens brancas) – Calcificações, meio de contraste.

Imagem Mista: imagem com as duas densidades (parcialmente

hipodensa e hiperdensa).

Contornos: regulares ou irregulares

Limites: precisos ou imprecisos

Relação com estruturas vizinhas: a TC permite a visualização de todos

os órgãos situados no plano de corte, relação espacial e seus limites.

Uso do meio de contraste: endovenoso à base de iodo (visualização dos

vasos, bem como demonstrar processos dinâmicos de funcionamento

dos órgãos estudados).

Lesão hipercaptante;

Lesão hipocaptante;

Lesão não captante;



Lesão espontaneamente densa;

Lesão isodensa;

Artefatos metálicos: imagens que não pertencem à lesão, e que tem

origem a partir de corpos estranhos (metal das próteses dentárias).

Artefatos de movimento: imagens tremidas (sem nitidez), em decorrência

de movimentos voluntários ou não do paciente.

Os protocolos de exame devem descrever:

• espessura de corte/espaçamento; angulação do gantry; extensão do estudo;

uso de contraste; janela

As imagens registram:

• registro do exame / dados do paciente;

• série do corte; número do corte;

• posição do corte em relação a mesa;

• angulação do gantry;

• espessura do corte;

• FOV (área que está sendo examinada);

• X e Y;

• filtro.

67052975 apostila tomografia prof ricardo pereira

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