apostila de tomografia computadorizada

7/27/2019 Apostila de Tomografia Computadorizada

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TTccnniiccoo eemm RRaaddiioollooggiiaa

TToommooggrraaffiiaa CCoommppuuttaaddoorriizzaaddaa


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Tomografia Computadorizada 2

TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADABIOIMAGEMEm um setor de Bioimagem poderemos encontrar vrios servios de diagnstico. Existemdiversas formas e aparelhos que podem ser utilizados para obteno de imagens de partes do

corpo, rgos e sistemas do paciente que iro ajudar em um diagnstico mais preciso. Nemtodos os aparelhos emitem ou utilizam a Radiao Ionizante. Temos como exemplo o Ultra-som e a Ressonncia Magntica. Os aparelhos que emitem radiaes (raios-X) para obtenode imagens so os Tomgrafos Computadorizados, Mamgrafos e aparelhos de raios-Xconvencionais. Outro servio o da Medicina Nuclear que para obter as imagens utilizaradioistopos como fontes de radiao onde o aparelho ir captar esta radiao que foiintroduzida no organismo do paciente formando assim as imagens. A aplicao da radiaopara fins diagnsticos teve origem com a descoberta dos raios-X em 1895 pelo fsico WilhelmConrad Roentgen, na Alemanha. Por muito tempo os raios-X foram usados como mtodobsico e nico de formao de imagens mdicas. Os raios-X fazem parte do espectro dasondas eletromagnticas. So produzidos no interior da ampola, que um envoltrio queencerra sob vcuo todos os elementos envolvidos no processo. Os raios-X saem da ampolapor uma abertura direcionada para o paciente, atravessam o paciente, sendo atenuados ou

desviados, dependendo da natureza dos tecidos; Os raios-X, ento, sero captados paraproduo da imagem, seja diretamente por um filme fotossensvel no interior de um chassifotogrfico, no caso da radiografia simples, seja por detectores que quantificam a intensidaderadiolgica recebida e a transmitem para um processador que formar a imagemposteriormente (tomografia computadorizada).

DEFINIO Do grego tome, corte + graphein, escrever. Procedimento radiolgico dereconstruo informtica da imagem de um corte do corpo a partir de uma srie de anlises dedensidade efetuadas pela oscilao e/ou rotao do conjunto de tubos de raios X detectores.A tomografia computadorizada (TC) um dos mtodos de exame mais confiveis e segurosdisponveis atualmente. rpida, simples e totalmente indolor. A TC se constitui num aparelhode Raios X muito mais complexo que o convencional. Uma imagem de Raios X normal plana,sendo que o paciente fica posicionado entre o tubo ou ampola que emite Raios X e o filme

fotogrfico que receber esses raios. O que se obtm uma projeo em duas dimenses dointerior do corpo do paciente. Nas mquinas de tomografia a ampola que emite os Raios X giratotalmente em volta do corpo do paciente e, a medida em que gira, emite Raios X em 360graus, ou seja, fazendo uma circunferncia completa em torno do paciente. Na TC os Raios-Xso concentrados num feixe estreito que passa apenas por uma pequena parte (fatia) do corpo.Ao contrrio da tomografia linear, onde a imagem de um corte fino criada medianteborramento da informao de regies indesejadas, a imagem da TC construdamatematicamente usando dados originados apenas da seo de interesse. A gerao de talimagem restrita a cortes transversais da anatomia que so orientados essencialmenteperpendiculares dimenso axial do corpo. A reconstruo da imagem final pode ser realizadaem qualquer plano, mas convencionalmente realizada no plano transaxial.

INTRODUO / HISTRICO

As duas principais qualidades dos Raios-Xem termos de aplicao clnica so aenorme resoluo espacial e capacidade dedocumentao panormica da regioirradiada. Por outro lado, a radiografiasimples no consegue mostrar diferenasmuito sutis de densidade tecidual, sendodifcil visualizar diferenas dentre as partesde um mesmo rgo, por exemplo.Para vencer este obstculo, vrios tipos deexames contrastados foram idealizados eutilizados durante dcadas, como, por

exemplo, a pneumoventriculografia, aventriculografia iodada e a angiografia.


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Porm, a introduo destes meios de contraste torna o exame invasivo e no isento demorbidade. Por esta razo, contnua a busca de novos mtodos de diagnstico cada vezmenos invasivos e com maior capacidade de visibilizao. Neste sentido, na dcada de 70, foiintroduzido na prtica clnica dois mtodos extremamente poderosos, a tomografiacomputadorizada (TC) e a ultrasonografia, os quais, pela primeira vez, permitiram a

visibilizao do parnquima cerebral, ao invs de informaes indiretas, como o desvio devasos ou de ventrculos. A idealizao da TC foi decorrente da dificuldade de se documentaruma estrutura oculta dentro da cavidade craniana. A inveno do mtodo atribuda aHounsfield, um engenheiro ingls da empresa E.M.I., que iniciou seus trabalhos no final dadcada de 60 juntamente com o Fsico Alan Cormak e, em 1973 apresentou os primeirosresultados clnicos.O primeiro experimento surgiu em 1961, com Oldendorf, buscando determinar se densasestruturas, internas ao objeto estudado poderia ser isoladas na imagem, construiu um phantoma partir de um bloco plstico medindo 10x10x4 cm com pregos de ferro inseridos em seuinterior, para representar o contorno do crnio e mais dois pregos, um de alumnio e outro deferro para representar massas internas. Utilizando uma fonte emissora de ftons I-131colimada estreitamente, como um feixe caneta; um detector de sdio iodado para coletar asinformaes e um trilho por onde o phantom movimentaria-se, em um nico sentido com

velocidade constante. Oldendorf conseguiu atravs desse experimento relativos avanos paraa poca, mas limitado pela tecnologia no conseguiu armazenar os dados. Em 1967, a partirdo modelo inicial montado por Hounsfield, os equipamentos evoluram para se tornar cada vezmais rpidos e precisos, de maneira que, a cada avano tcnico significativo se denominouuma gerao.

CRONOLOGIA RESUMIDA DO DESENVOLVIMENTO DA TC

1917 J.Radon: desenvolveu o instrumental matemtico para areconstruao de um objeto a partir do conjunto de suas projees(teoria gravitacional)

1961- Oldendorf e 1963- Cormack: desenvolveram o conceito de TCem modelos de laboratrio;

1967 Hounsfield comea a trabalhar no projeto do TC

1968 Kuhl e Edwards construiram um scaner mecnico emmedicina nuclear;

1971 Comeam os estudos clnicos com TC, juntamente comAmbrose;

1973 (abril) - Apresentao dos resultados no Annual Congress of theBritish Institute of Radiology

Vantagens em relao a Radiografia ConvencionalA TC tem trs vantagens gerais importantes sobre a radiografia convencional. A primeira queas informaes tridimensionais so apresentadas na forma de uma srie de cortes finos naestrutura interna da parte em questo. Como o feixe de raios-x est rigorosamente colimadopara aquele corte em particular, a informao resultante no superposta por anatomiasobrejacente e tambm no degradada por radiao secundria e difusa de tecidos fora docorte que est sendo estudado.A segunda que o sistema mais sensvel na diferenciao de tipos de tecido quandocomparado com a radiografia convencional, de modo que diferenas entre tipos de tecidospodem ser mais claramente delineadas e estudadas. A radiografia convencional pode mostrartecidos que tenham uma diferena de pelo menos 10% em densidade, enquanto a TC podedetectar diferenas de densidade entre tecidos de 1% ou menos. Essa deteco auxilia nodiagnstico diferencial de alteraes, tais como uma massa slida de um cisto ou, em alguns


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casos, um tumor benigno de um tumor maligno. Uma terceira vantagem a habilidade paramanipular e ajustar a imagem aps ter sido completada a varredura, como ocorre de fato comtoda a tecnologia digital. Essa funo inclui caractersticas tais como ajustes de brilho, realcede bordos e zoom (aumentando reas especificas). Ela tambm permite ajuste do contraste ouda escala de cinza, o que chamado de ajuste de janela para melhor visualizao da

anatomia de interesse.Estrutura e funcionamento de um tomgrafo

Um tomgrafo e formado por um tubo de RXconectado mecanicamente eeletronicamente a um sistema dedetectores. Este conjunto gira 360em tornodo paciente. As estruturas corpreas voatenuar o feixe de RX dependendo devrios fatores, entre eles sua densidade enumero atmico. Depois de passar pelocorpo a radiao atinge finalmente osdetectores. Um giro de 360 produz uma

vista que e um conjunto de projees.Cada vista produz um conjunto de sinaisanalgicos que so enviados ao sistema decomputao.

Ao trmino de cada giro o sistema tubo/detectores volta posio inicial e a mesa sobre a qualesta o paciente, move-se alguns milmetros. Este processo vai se repetindo e gera umaenorme quantidade de dados. Os sinais eltricos gerados pelos detectores contem informaoa respeito do quanto o feixe foi atenuado por cada estrutura do corpo (coeficientes deatenuao). Estas informaes so acopladas aos dados sobre posio da mesa e docabeote. Dessa forma e possvel a determinao das relaes espaciais entre as estruturasinternas e a fatia selecionada do corpo.Os sinais eltricos analgicos so ento enviados ao sistema de computao que atravs dealgoritmos especficos vai transform-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 docomputador, corresponde a uma matriz dos valores de atenuao do feixe, visualmenteapresentada em tons de cinza, em formato analgico. Atualmente ha vrios tipos detomgrafos: (1) convencional ou simplesmente tomografia computadorizada (passo a passo);(2) tomografia computadorizada helicoidal ou espiral; (3) tomografia computadorizada multi-slice e (4) tomgrafos mais sofisticados, como ultra-fast e cone-beam. Na tomografiahelicoidal o tubo de RX gira em torno do paciente e os detectores podem girar tambm oupermanecerem estticos. A mesa desloca-se simultaneamente e a trajetria do feixe de RX aoredor do corpo e uma espiral.

SISTEMAS DE VARREDURAO sistema de TC foi evoluindo desde a sua criao conforme comentamos acima. Agora vamosdescrever os diferentes tipos de varredura de cada gerao dos tomgrafos:

Scanners de primeira gerao

Foram fabricados pela EMI, empresa a qualHounsfield pertencia e possua uma ampolade anodo fixo com feixe linear de RX, umdetector por corte e faziam movimentosolidrio de translao-rotao do conjuntoampola-detector, com tempo de corte de 5minutos para reunir informaes suficientespara um corte. Assim, um exame com 10cortes demorava 50 minutos, no mnimo.


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Tomgrafo de primeira gerao: Surgiu em 1972 Feixe em lpis Detector nico

Rotao/translao 5 minutos para fazer um corte

Scanners de Segunda geraoJ passaram a ser fabricados por diversasempresas, possuam ampola de anodorotatrio, com feixe de RX em leque e cercade 30 detectores, movimento solidrio detranslao-rotao de 30. Com estesavanos, o tempo de corte foi reduzido para10 a 90 segundos. Porm, ainda assim,somente de maneira precria se conseguiafazer estudos de abdome e trax. Nos

aparelhos mais lentos era impossvelmanter a apnia durante o corte, limitando oestudo ao SNC.

Tomgrafo de segunda gerao: Surgiu em 1974 Feixe em leque com ngulo de abertura de 10 graus Mltiplos detectores (~30) Rotao/translao Mltiplos ngulos de aquisio em cada posio Maior ngulo de rotao Tempo de varredura entre 10-90 segundos

Scanners de Terceira gerao O scanner de terceira gerao inclui umbanco de at 960 detectores em oposioao tubo de raios X, que rodam em conjuntoao redor do paciente em um ciclo de 360completo para criar um corte de dados detecidos. O paciente e a mesa so entomovimentados atravs da abertura dagantry, e o tubo e os detectores rodam umciclo de 360 completo na direo opostapara criar um segundo corte de dados detecidos. Os tempos de varredura foramnovamente reduzidos significativamente.

Alm disso, varreduras de 1 segundo soutilizadas para a maioria dos modernosscanners de terceira gerao. Uma aberturamaior permite a varredura de todo o corpo,que no era possvel com os scannersantigos.

Tomgrafo de terceira gerao: Surgiu entre 1975-1977 Feixe em leque mais largo envolvendo toda a circunferncia do paciente Mltiplos ngulos de aquisio em cada posio 500-1000 detectores Tempo de rotao mais curto at 0.5 segundos

Tempo de varredura entre 2 -10 segundos


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Scanners de Quarta geraoOs scanners de quarta gerao sedesenvolveram durante a dcada de 1980 epossuem um anel fixo de at 4800detectores, que circundam completamente opaciente em um crculo completo dentro dagantry. Um tubo de raios X nico rodaatravs de um arco de 360 durante a coletade dados. Atravs de todo o movimentorotatrio contnuo, pequenas rajadas deradiao so fornecidas por um tubo de

raios X pulsado com nodo rotatrio comfeixes em leque que fornece tempos devarredura menores, reduzindo o tempo deexame para 1 minuto num exame de cortesmltiplos (semelhante a um scanner deterceira gerao).

Tomgrafo de quarta gerao:

Surgiu entre 1981 Feixe em leque, largo Rotao do tubo Mltiplos detectores fixos (at 4800) circundando completamente o paciente

Tempo de rotao mais curto at 0.5 segundos

Em todo equipamento de TC, o chamado corte circular realizado com o paciente parado,deitado na mesa de exame. Terminado o corte, o paciente deslocado e o corte seguinte realizado. Rotineiramente o plano de estudo axial, podendo ser feito corte coronal nasextremidades e no crnio.

A espessura do corte dada pela abertura do colimador e variade 1 mm (ouvido, sela trcica, etc.) a 10 mm (abdome, crebro,etc.). Espessuras intermedirias so usadas em seios da face,rbita, fossa posterior, coluna, adrenais, etc. O deslocamentoda mesa determinar se vai ocorrer intervalo entre os cortes,superposio ou nenhum dos dois.

Assim se usarmos cortes de 10 mm e deslocarmos o paciente10 mm, os cortes sero contguos.

Se cortarmos com 10 mm e deslocarmos 15 mm haver intervalo de 5 mm entre os cortes. Secortarmos com 5 mm e deslocarmos 3 mm teremos superposio. A rotina so os cortescontguos, mas usamos intervalos nos longos exames de triagem de neoplasia, com estudocombinado de trax e abdome, por exemplo. A superposio usada quando precisamos dealto detalhe em reconstrues nos planos sagital ou coronal, por exemplo. Antes de iniciar oscortes, se faz uma radiografia digital, na qual se planeja o estudo. So traadas linhas natopografia de cada corte, servindo estas como base para a localizao destes.

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

Durante os primeiros anos da dcada de 1990, umnovo tipo de scanner foi desenvolvido, chamado


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scanner de TC por volume (helicoidal/espiral).Com esse sistema, o paciente movido de formacontnua e lenta atravs da abertura durante omovimento circular de 360 do tubo de raios X edos detectores, criando um tipo de obteno de

dados helicoidal ou em mola espiral.Dessa forma, um volume de tecido examinado, e dados so coletados, em vez de cortesindividuais como em outros sistemas. (Helicoidal e espiral so termos especficos defabricantes para scanners do tipo de volume.)O grande progresso que ocorreu entre a segunda e a terceira gerao de tomografia foi apassagem do movimento linear para o giro de 180. Agora, outro progresso importante ocorreu:a passagem do giro de 180 para o giro contnuo. Os equipamentos eram obrigados, peloscabos utilizados na transmisso de energia eltrica, a fazer um movimento de ida e voltar aoponto de partida antes de fazer outro movimento de ida.O desenvolvimento de anis de deslizamento para substituir os cabos de raios X de alta tensopermite rotao contnua do tubo, necessria para varredura do tipo helicoidal. Anteriormente omovimento do tubo de raios X era restrito por cabos de alta tenso fixados, e limitado a umarotao de 360 em uma direo compreendendo um corte, seguida por outra rotao de 360

na direo oposta, criando um segundo corte com o paciente movendo um incremento entre oscortes. Permitindo rotaes contnuas do tubo, que, quando combinadas com o movimento dopaciente, criam dados de varredura do tipo helicoidal com tempos totais de varredura que so ametade ou menos daqueles de outros scanners de terceira ou quarta gerao.

Nesta tcnica a ampola gira e emite RX aomesmo tempo em que a mesa deslocada,sendo a imagem obtida a partir de umaespiral ao invs de um crculo. Aapresentao da imagem no muda,entretanto. Continuamos a fotografar umafatia circular. O que ocorre que ocomputador interpola parte da imagem de

uma espira com parte da seguinte,formando uma imagem como a do cortecircular.O que muda ento com a tcnica espiral? Primeiro existe um ganho em velocidade.Segundo, existe um ganho ao se realizar uma srie de cortes durante uma apnia, pois, nohavendo movimento respiratrio a reconstruo muito melhor. Imagine a reconstruo sagitalou coronal como uma pilha de moedas (os cortes axiais) que podemos cortar de cima parabaixo. Na tcnica helicoidal no existe desalinhamento entre os cortes, provocados pelaspausas respiratrias. Assim as reconstrues so muito melhores, em especial a dos vasos. Oavano mais marcante com a tcnica helicoidal ocorreu a nvel do abdome e trax, devido aoimpacto da tcnica sobre a dificuldade de se lidar com a movimentao respiratria. No SNCela somente usada em situaes onde existem problemas com movimentao, como emestudos de pediatria, por exemplo.

No Tomgrafo helicoidal so contnuos:

Rotao do tubo e detectores (em alguns aparelhos os detectores podem ser fixos) Emisso de RX Movimento da mesa Aquisio de dados

Vantagens da TC helicoidal:

Maior velocidade de escaneamento: Exames mais rpidos; Maior nmero de pacientes;

Reduo de artefatos de movimento; Diminui a dose de contraste EV e permite avaliar diferentes fases da passagem domesmo pelas vsceras;


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Aquisio volumtrica (sem espaamento); Aumenta a capacidade de diagnosticar pequenas leses; Reformatao de alta qualidade.

Scanners de TC Multicorte

Os scanners de terceira e quarta geraes desenvolvidos antes de 1992 eram consideradosscanners de corte nico, 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 obterimagens de quatro cortes simultaneamente. Esses so scanners de terceira gerao comcapacidades helicoidais e com quatro bancos paralelos de detectores, capazes de obter quatrocortes de TC em uma nica rotao do tubo de raios X.

Caractersticas:

Mais de uma fileira de detectores. Maior nmero de arcos detectores permite um maior nmero de cortes por rotao do

tubo. Feixe deixa de ser delgado, assumindo um formato piramidal. Baixssimos tempos de aquisio: 0,5s. 2000 imagens por exame. Pode ser associado TC helicoidal ou convencional.

Sistema de canho de eltrons ( sexta gerao )Este modelo de tomgrafo o mais moderno queexiste e utiliza-se de um conceito diferente nagerao de raios X. Conhecido como ElectronicBeam Computed Tomography EBCT(Tomografia Computadorizada por Canho deEltrons), este tipo de aparelho se destaca porno possuir tubo de raios X ou ampola. A geraodo feixe de ftons realizada ao ar livre, semconfinamento, a partir de um canho de eltrons,que faz s vezes do ctodo.

Os eltrons so acelerados pelo canho e desviados por um conjunto de bobinas ao longo totrajeto em direo ao alvo. O alvo, ou o nodo, a ser atingido um dos vrios anis detungstnio que circundam o paciente na metade inferior do equipamento (parte inferior damesa). Quando os eltrons atingem o alvo com energia suficiente ocorre o fenmeno de

gerao de raios X pela transferncia de energia dos eltrons para o tomo de tungstnio. Estefenmeno idntico quele que ocorre dentro de uma ampola comum de raios X. Os anis sodesenhados para que as "pistas andicas" neles contidas produzam um feixe de ftons com


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direo conhecida e precisa. A direo do feixe a dos sensores de raios X, que estoposicionados diametralmente opostos aos anis-alvo. No caminho entre os anis e ossensores, o feixe de ftons interage com o paciente que est sobre a mesa. A vantagem destetipo de tecnologia est principalmente no fato de no existirem partes mveis, o que sempre um fator de limitao na velocidade de gerao de imagens nos tomgrafos giratrios. Alm

disso, h uma grande melhora na dissipao de calor gerado pela produo de raios X, j quea "pista andica" possui rea muito maior e fica um tempo muito menor recebendo o impactodos eltrons acelerados. Atualmente, existem mais de 100 EBCT instalados no mundo, com osEstados Unidos hospedando mais de 70% destas unidades.

Partes componentes de um UltrafastCT da Imatron

Descrio das partes:A - Canho de Eltrons: permite at 640 mA de potncia de raios X.B - Feixe de Eltrons: pode ser gerado com tempos da ordem de milisegundos.C - Sistema de refrigerao interno auto-contido: retira todo o calor gerado nos anis,eliminando o tempo morto entre os cortes e permitindo longos tempos de exames (paravolumes grandes).D - Sistema de Aquisio de Dados: desenvolvido para permitir uma aquisio contnua dedados tomogrficos.E - Anis-Alvo: construdo de alvos mltiplos (na forma de semi-anis) para uma varreduraotimizada de corte simples ou cortes mltiplos.F - Mesa com Movimento Preciso e Rpido: permite o movimento contnuo da mesa para avarredura de volumes.

Tomgrafo MvelA Philips Medical System j possui umtomgrafo mvel, conhecido comoTomoscan M. Dividido em trs partes, todascom rodas, o portal (450 kg), a mesa para opaciente (135 kg) e o console de comandopodem ser levados a qualquer local dohospital. Com dimenses que permitempassar por portas de 90 cm de largura,inclusive ser levado em elevadores, este

sistema diminui o trauma do paciente de serremovido de seu leito para ser levado at asala de tomografia.

O tomgrafo possui um sistema eltrico que funciona com 4 baterias, o que permite quequalquer tomada de parede de 220 V, com capacidade para 10 Amperes, possa carregar asbaterias. Alem da mobilidade, o sistema de baterias permite ao tomgrafo funcionar quando hfalta de energia eltrica no hospital, aliviando o sistema de fornecimento de emergncia deenergia.

PET (Positron Emission Tomography) - Tomografia por Emisso de Psitrons:

O imageamento por emisso de psitrons inicia com aaplicao de um traador metabolicamente ativo - uma

molcula biolgica que carrega um istopo emissor depsitrons, como, 11C, 13N, 15O ou 18F. Em alguns minutos,o istopo se acumula em uma rea do corpo em que a


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molcula tem afinidade. Por exemplo, glucose rotuladacom, com meia-vida de 20 minutos, acumula no crebro,onde a glucose usada como fonte primria de energia.O istopo radiativo ento decai por emisso de psitron.

O psitron emitido colide com um eltron livre normalmente antes de atravessar 1 mm do pontode emisso. A interao das duas partculas resulta na converso de matria em energia naforma de 2 raios gamas, com energia total de 1,022 MeV. Estes raios gamas de alta energiaemergem do ponto de coliso em direes opostas, e so detectados por detectores em voltado paciente. Quando os dois ftons so detectados simultaneamente por um par de detectores,a coliso que deu origem a eles teve origem na linha que une os dois detectores. Naturalmentese um dos ftons foi espalhado, a linha de coincidncias ser incorreta. Depois de,aproximadamente, 500000 eventos de aniquilao, a distribuio do traador calculada poralgoritmos de reconstruo tomogrfica, reconstruindo uma imagem bi-dimensional. Aresoluo espacial deteriorada pela ocorrncia de coincidncias acidentais.

SPECT (Simple Photon Emission Computed Tomography)Tomografia Computadorizada

por Emisso de Ftons Simples:

Assim como na PET, SPECT calcula aconcentrao de radionucldeos introduzidos nocorpo do paciente. Como na tomografiacomputadorizada, isto feito girando o detector deftons em torno do paciente, para detectar aposio e a concentrao do radionucldeos.Como a fonte, os radionucldeos, est dentro docorpo do paciente, a anlise muito maiscomplexa do que para a tomografiacomputadorizada, onde a localizao e energia dafonte, externa ao corpo, sempre conhecida. A

energia dos ftons da SPECT de cerca de 140keV. Como somente um fton emitido, no sepode utilizar a tcnica de coincidncia, utilizada naPET. A resoluo final, da ordem de 7 mm, umfator de 3 ou 4 pior do que na PET, e muito pioresdo que tomografia convencional. As imagens solimitadas pelo rudo quntico.

O custo de uma imagem SPECT da ordem de US$ 700, enquanto o de uma PET da ordemde US$ 2000.

SISTEMA TOMOGRFICOInicialmente poderamos dizer que otomgrafo de forma geral, independente de

sua gerao, constitudo de trs partes:a) portal;b) eletrnica de controle;c) console de comando e computador.Estes seriam os itens mais complexos e,com certeza, os que requerem um maiorcuidado por serem os mais caros. Htambm uma tendncia em se reduzir otamanho e simplificar os componentes queintegram um sistema tomogrfico, o queacabar reduzindo as partes do sistema aostrs itens citados.No entanto, um sistema de Tomografia Computadorizada muito mais do que apenas os

componentes citados. Alm desses equipamentos, o sistema completado com a parte de altatenso/alta potncia, a mesa motorizada para o paciente, um console remoto para o mdico


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radiologista fornecer o diagnstico, impressora fotogrfica ou laser, entre outros. Vale lembrarque cada um destes componentes formado por inmeras partes, sejam mecnicas oueltricas. Na figura a seguir, podemos verificar a forma de interligao entres os diversoscomponentes. Fisicamente, estes mdulos, chamados de armrios devido a semelhana deforma, podem estar localizados na mesma sala ou em vrias salas distintas. Nos tomgrafos

mais modernos, muitos destes armrios foram incorporados pelos portais, reduzindo, portantoo espao total necessrio para a implantao de um servio de tomografia. Esta reduochegou a ponto de serem construdos tomgrafos mveis, que j esto disponveis nomercado.

1 - Gantry (portal): o maior componente de um sistematomogrfico e o que mais impressiona. Peloseu tamanho e imponncia, pelo fato dopaciente ficar envolvido por ele durante oexame e por no enxergarmos o movimentodo cabeote e dos detectores, h sempreum fascnio sobre seu funcionamento.

Estrutura complexa do ponto de vistamecnico, cujo funcionamento eltrico nodifere de um sistema de RX convencional.Contm o tubo de RX com anodo giratriorefrigerado a leo ou gua, filamento quepode ser simples ou duplo (dual); filtros ecolimadores, sistema de aquisio dedados, motores e Sistemas mecnicos quepermitem angulao e posicionamento(laser).

Engrenagens e motoreseltricos garantem

preciso e velocidade aosistema de rotao.Pistes hidrulicospermitem a angulaoque pode alcanar ate 30graus, o que eimportante para alinhar aanatomia quandonecessrio.

Os detectores so dispostos em oposio ao tubo ou como nos tomgrafos mais modernos,em toda a circunferncia do portal, podendo ser moveis ou estticos. Junto aos detectoresencontram-se placas e circuitos eletrnicos responsveis pela transduo da informao sobre

a quantidade absoro do feixe de RX pelo corpo do paciente, em sinal eletrnico analgico. Aseguir essa informao e digitalizada e ser transmitida ao computador que far os clculosmatemticos necessrios para a formao da imagem. A tecnologia de anis deslizantes (sliprings) - dispositivos eletromecnicos condutores de eletricidade eliminou a necessidade decabos de alta tenso, o que permite rotao continua sem a interferncia de cabos. A aberturae 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 (interao dos comandos do painel de controle com o sistema); Transformador do anodo;


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Transformador do catodo; Transformador do filamento; Botes controladores dos movimentos da mesa e do gantry; Painel identificador do posicionamento da mesa e do gantry; Dispositivo laser de posicionamento; Motor para rotao do tubo; Motor para angulao do gantry.

2 Cabeote:O cabeote de um tomgrafo idntico ao de um equipamento de raios X convencional:ampola com nodo giratrio, copo catdico, refrigerao, filtragem, etc. Porm, devido aofuncionamento constante do tubo durante um exame, existe a necessidade de um sistema derefrigerao eficiente. Vale lembrar, que no tubo de raios X, 99% da energia gerada transformada em calor e apenas 1% convertida em ftons. No tomgrafo, todo este calor gerado durante alguns segundos de funcionamento, o que resulta numa produo de calor de

1.000 a 10.000 vezes mais do que um tubo de raios X convencional, que funciona durantetempos menores que 1 segundo. Cada fabricante tem sua prpria forma de energizar o tubo deraios X, dependendo do desenho e da operao do tomgrafo computadorizado.

3 - Mesa de Exames o local onde o paciente fica posicionado e possui asseguintes caractersticas:

Constituda de material radiotransparente; Suporta 200kg; No enverga (alta resistncia); Movimenta-se at 200 cm em sentido

longitudinal (tampo deslizante); Movimenta-se 120 cm em sentido horizontal

(sistema de elevao do tampo); Importante fator principalmente em TC

Multicorte;


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Possui acessrios (suportes do crnio,dispositivos de conteno do paciente, suportesde soro e outros).

4 - A Mesa de Comando

o local de onde enviamos as informaes para o sistema, onde se encontram armazenadosos protocolos para a aquisio das imagens e, ainda, o local utilizado para o tratamento edocumentao das imagens adquirias. Na mesa de comando podemos encontrar:

5 - Sistema de RadioproteoRegulamentado pela portaria 453: sala de comando separada da sala de exames, salabaritada, porta revestida, vidro plumbfero, monitorao individual por dosmetros, luz de aviso,aventais de chumbo, protetores de gnadas e tomografia computadorizada.

Finalidades:

Inibir exposio acidental Inibir exposio ocupacional Inibir doses desnecessrias nos pacientes

6 - Sistemas Integrados

A Bomba Injetora conectada ao aparelho de TC

e controlada por ele. Sua finalidade permitirque o contraste seja administrado no paciente comtempo e velocidade predeterminados para oexame.

SENSORES DE RAIOS XOs detectores eletrnicos de raios X utilizados nos tomgrafos computadorizados devempossuir trs caractersticas importantes:a) uma alta eficincia para minimizar a dose no paciente;b) estabilidade ao longo do tempo;

Monitor para planejamento dosexames;

Monitor para processamento daimagens; Teclado alfa-numrico; Mouse; TrackBall; Sistema de comunicao com o

paciente.


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c) ser insensvel as variaes de temperatura dentro do portal.

A eficincia do sensor uma funo de trs componentes bsicos durante a sua construo:geometria, captura do fton e converso do sinal. Cada fabricante procura alterar a construode seus detectores visando melhorar uma destas caractersticas para obter uma eficincia total

adequada. A forma de ajuste desses pontos so considerados segredos industriais, pois ossensores so fundamentais para definir a qualidade da imagem tomogrfica produzida. Aeficincia na geometria est ligada a rea do sensor que sensvel aos raios X em relao area total de construo do sensor que ser exposta ao feixe. Separadores finos colocadosentre os elementos detectores para remover a radiao difusa, ou regies insensveis, irodegradar a eficincia geomtrica. A eficincia quntica (ou de captura do fton) refere-se frao do feixe incidente no detector que ser absorvida e contribuir para o valor do sinalmedido. No podemos esquecer que parte da energia dos ftons incidentes nos sensorestambm convertida em calor. A eficincia de converso est ligada na capacidade deconverso precisa do sinal de raios X absorvido em um sinal eltrico. A eficincia total umproduto dos trs fatores e geralmente se encontra entre 0,45 e 0,85. Ou seja, h uma perda de15% a 55% entre os ftons que esto disponveis para converso e o sinal eltricodisponibilizado pelo sensor. Desta forma, o sistema de deteco no-ideal e resulta na

necessidade de aumento da dose de radiao no paciente se o objetivo for manter a qualidadeda imagem. O termo eficincia de dosealgumas vezes utilizado como sinnimo da eficinciado sensor. Os sistemas comerciais de tomografia utilizam-se de dois dos trs tipos de sensoresdisponveis: cmara de ionizao e sensor de estado slido. O terceiro tipo de sensor de raioX, a cmara fotomultiplicadora no pode ser utilizada em tomografia devido ao volumenecessrio para constru-la (sua miniaturizao impossvel).

Sensores de Estado Slido

Os sensores de estado slido consistem em umarranjo de fotodiodos e cristais de cintilao. Osdetectores de estado slido normalmente

possuem uma alta eficincia quntica e deconverso, e uma faixa dinmica larga. O princpiode funcionamento simples. Os cristais soatingidos diretamente pelo feixe de ftons de raiosX.

Estes ftons iro interagir com os tomos do cristal que iro transformar a energia de raios Xem energia luminosa. Os ftons de luz produzidos sero ento emitidos em todas as direes,porm, preferencialmente na direo oposta incidncia do feixe. Por sua vez, os ftons de luziro atingir o fotodiodo (diodo sensvel luz) que construdo junto ao cristal de cintilao.

Sensores de estado slido:(a) detalhe da montagem do fotodiodo e docristal de cintilao;(b) arranjo de detectores colocados lado alado, at 4800 elementos.


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Cmaras de ionizaoConsistem de cmara preenchida por gs

comprimido (geralmente Xennio) napresso de 30 atm. Por dois motivos:aumentar a energia das molculas de gsfacilitando a liberao de eltrons quandoincidir o RX e tambm para aumentar aquantidade de tomos do gs disponvelpara interagir com o feixe. A cmara compartimentalizada atravs de laminas deTungstnio que coletam os ons liberados.Este tipo de detector tem eficincia quntica menor se comparado ao de estado solido. Nestetipo de dispositivo a deteco da radiao X ocorre de maneira muito simples. O fton X aoatravessar o gs pode atingir um dos tomos e transferir sua energia para que um eltron domesmo se torne livre. Uma alta tenso aplicada aos separadores de tungstnio, que so

colocados entre as cmaras, a fim de coletar os eltrons livres que so produzidos pelaradiao. Uma vez que vrios eltrons sejam coletados, obtm-se ento uma corrente eltricafacilmente mensurvel.

Cmara de ionizao: (a) detalhe da montagem; (b) detalhe eltrico.

Esquema do funcionamento dos detectores:


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ColimaoA colimao necessria durante a operao dotomgrafo pelas mesmas razes que ela necessria na radiografia convencional. Uma

colimao adequada reduz a dose no pacientepela restrio do volume de tecido a ser irradiado.Mais importante ainda a qualidade de contrasteda imagem que aumentada pela diminuio daradiao secundria.Na tomografia computadorizada comum sercolocado dois conjuntos de colimadores. Umconjunto de colimador montado junto aocabeote (pr-paciente) e ajuda a controlar a dosede radiao no paciente.

O outro conjunto de colimadores colocado logo a frente dos detectores (ps-paciente) einfluencia na qualidade da imagem, pois reduz a radiao secundria, define a espessura docorte e tambm limita o campo de viso ou largura do corte (scan diamenterou field of view).

Sistema EltricoTodos os tomgrafos computadorizadostrabalham com tenso de tubo (kVp)fornecida por sistemas trifsicos ou de altafreqncia. Isto garante a eficincia dosistema, pois garante que a produo deftons seja constante durante todo o examee o feixe ter sempre o mesmo espectro.Os sistemas de alta freqncia tm sidopreferidos pelos fabricantes nodesenvolvimento de TC mais modernos,pois permitem a compactao dos circuitos

eletro-eletrnicos, permitindo que o sistemade potncia seja instalado dentro do prprioportal.H, ento, uma grande economia de espao fsico na sala, pois se diminu um armrio, eganhe-se tambm na facilidade e barateamento do custo de manuteno.

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

Na maioria dos tomgrafos de geraes anteriores, as conexes entre os componentes dosistema rotacional do portal e os componentes da parte estacionria do mesmo, eram feitasatravs de cabos de espessura limitada e havia necessidade de necessidade de rotao de ate700 graus. O sistema precisava parar para reverter a rotao entre os cortes.

Com a tecnologia de anis deslizantes,escovas eltricas permitem conexo entreos componentes rotacionais e estacionrios.Com isso foi possvel desenvolver ossistemas helicoidais. A funo critica dossistemas de anis deslizantes e fornecerkilowatts para energizar o tubo de RX aomesmo tempo em que transfere sinaisdigitais em alta velocidade e controla estessinais.

Caractersticas:


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Cabos conectados a anis estticos; Energia e sinais transmitidos para componentes rotacionais e estacionrios do portal

atravs de escovas estacionrias que deslizam sobre os anis; Permite rotao contnua; No necessita rodar e parar; Tempo de escaneamento ~ 0.3 s.

FORMAO DO TOMOGRAMA

Matriz da ImagemPara entendermos melhor como gerado um tomograma, primeiro temos que entender como ocomputador trabalha com a imagem. A imagem que apresentada ao tcnico ou aoradiologista, seja no monitor ou no filme, formado pela diferente colorao em nveis de cinzade milhares de pontos. Assim, como ocorre no televisor, a imagem obtida do corte da anatomia na realidade um conjunto de pontos com tons diferentes. como se a imagem fosse divididaem uma matriz de N x N pontos. Atualmente, a imagem tomogrfica gerada com matrizes apartir de 256 x 256 pontos, passando por 320 x 320 at 512 x 512 pontos. Equipamentos maismodernos chegam a trabalhar com matrizes de 1024 x 1024 pontos, o que significa dividir a

imagem em mais de 1 milho de pontos. E o trabalho do equipamento tomogrfico, juntamentecom o computador, justamente definir, indiretamente, o valor da densidade daquela pequenaporo de tecido humano que cada um destes pontos est representando. Se houver umamnima diferena de densidades entre dois pontos consecutivos, ento o computador atribuirum tom de cinza diferente para cada um dos pontos, resultando no contraste que levar aodiagnstico mdico.

Elementos FotogrficosA menor unidade de dimenso ou deimagem do tomograma

computadorizado o pontofotogrfico, conhecido em ingls porpixel (picture element), conformedemos uma idia acima. O pixelnotem uma dimenso ou comprimentodefinido, pois depende do tamanhodo campo de viso e da matriz deimagem. Assim, a escolha dos doispelo tcnico ir determinar que o pixelrepresente certa poro da reatransversal ou corte realizado nopaciente.O campo de viso (CDV), ou field ofview (FOV), ou ainda scan diameter, um valor fornecido pelo tcnico


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operador quando da realizao decada exame e representa a largura devisualizao da imagem.

O valor que o tcnico escolhe definido pela largura do paciente ou da anatomia que est sobexame e pode representar um quadrado de lado L ou um crculo de dimetro L. Este valor est

diretamente relacionado com a regio do exame: para crnio, o campo de viso da ordem de24 cm, para trax/abdmen utiliza-se 35 cm ou 42 cm (paciente obeso). Os valores permitidospara o FOV podem ser fixos (2 ou 3 valores) nos equipamentos mais antigos, ou ajustveis de1 em 1 cm nos tomgrafos mais modernos. A definio desta medida pelo tcnico permitir avisualizao da imagem com a melhor resoluo possvel dentro dos limites do equipamento.Por isso, quando o equipamento permitir a definio exata do campo de viso, o tcnico deverutilizar o espessmetro para medir o paciente e com isso informar ao computador a medidaexata. Se o tcnico especificar um campo de viso menor do que a largura do paciente, eleestar ampliando a anatomia central do paciente, o que pode ser til para alguns diagnsticospor permitir uma melhor resoluo da imagem. Este procedimento resulta em menos distoresna imagem do que ampliar a imagem aps a realizao do exame (ampliao digital). Porm,devemos lembrar que a imagem apresentada na tela, no representa apenas um corte queseparou 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 milmetros. Logo, adensidade apresentada atravs do tom de cinza pelo pixel na tela estar representando narealidade, no uma rea, 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 parmetrosutilizados, o tamanho do voxelir definir o menor tamanho de patologia a ser identificada. Umavez que saibamos o valor do campo de viso e a matriz escolhida, podemos calcular o quantorepresenta, ou qual a dimenso de cada pixelem termos de medidas reais. Para tanto, bastaque dividamos a dimenso do campo de viso pelo valor da matriz. Vejamos os exemplos:

a) campo de viso de 24 cm apresentado por uma matriz de 256 x 256 pixels 1 pixel= 240 mm / 256 = 0,9375 mm

b) campo de viso de 35 cm apresentado por uma matriz de 256 x 256 pixels 1 pixel= 350 mm / 256 = 1,3671 mm

c) campo de viso de 35 cm apresentado por uma matriz de 512 x 512 pixels 1 pixel= 350 mm / 512 = 0,6835 mm

d) campo de viso 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 rea no paciente de 0,6835mm x 0,6835 mm ou uma rea de 1,3671 mm x 1,3671mm. Isto d uma diferena de 4 vezesentre a menor (0,467 mm2) e a maior rea (1,869 mm2). Logo, por exemplo, patologiasmenores que 1 mm2 no seriam detectadas com a escolha da resoluo maior (opo b). Esta

mesma relao tambm pode ser estendida para a questo do voxel, bastando apenasmultiplicar os valores das dimenses do pixel pela espessura do corte realizado. Assim,teramos a noo do menor volume identificvel pelo exame tomogrfico. Vejamos osexemplos:

a) campo de viso = 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 viso = 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 viso = 35 cm; matriz = 256 x 256 pixels;corte = 1 mm 1 voxel= (350 mm / 256 )2 x 1 mm


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

d) campo de viso = 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 detectvel, seu volume mnimodeve ser muito prximo do volume de voxel. Por isso, cortes mais finos e matrizes maiores sosempre recomendadas por permitirem uma maior resoluo na imagem. No entanto, o tempo eo esforo computacional aumentam tambm consideravelmente.

Reconstruo da Imagem

A imagem tomogrfica, embora parea ser a representao quase perfeita das anatomias dopaciente em exame, na realidade um conjunto de nmeros, transformados em tons de cinza,

que informam a densidade ou atenuao de cada ponto da anatomia examinada. Como aspartes anatmicas possuem densidades distintas, dependendo das clulas que a compem, as


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a) Fase de Aquisio de Dados

A fase de aquisio de dados tambm conhecida como fase de varredura ou deexplorao. Inicia-se com a exposio de uma seo da regio do corpo a um feixecolimado de raios-X.

O raio, ao atravessar o corpo, atenuado, e a leitura do sinal do detector proporcional ao grau de atenuao ou ao grau de penetrao do raio. Portanto, aintensidade do sinal do detector uma medida da atenuao.

O ngulo mnimo de varredura necessrio para obter a imagem atravs do

mapeamento dos coeficientes lineares de atenuao da seo 180. Os dados soduplicados se a rotao completa, 360, tpica das varreduras convencionais.

Varreduras com ngulos menores so realizadas com o objetivo de diminuir o tempode varredura e com ngulos maiores para diminuir os artefatos de movimento, emestudos das regies do tronco.

b) Fase de Reconstruo da Imagem

A reconstruo de imagem de TC um processo realizado por computador. Algoritmosmatemticos transformam os dados brutos em imagem numrica ou digital. A imagemdigital uma matriz bidimensional, em que cada elemento de matriz, denominado depixel, recebe um valor numrico denominado de nmero de TC. O nmero de TC estrelacionado ao coeficiente linear mdio de atenuao do elemento do objeto, o voxel,que ele representa.

O tamanho do voxel fundamental na qualidade da imagem, sendo selecionado deacordo com o requisito clnico da imagem. Sua altura igual espessura do corte e abase estabelecida pela razo entre o campo de viso e o tamanho da matriz. Ocampo de viso (FOV) o dimetro mximo da imagem reconstruda, selecionado pelooperador. A matriz de reconstruo , em geral, de 512 x 512 ou 1024 x 1024 pixels.

c) Fase de Apresentao da Imagem

A fase final a converso da imagem digital em uma imagem de vdeo, para que possa

ser diretamente observada em um monitor de TV e, posteriormente documentada emfilme.


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QUALIDADE DE IMAGENS EM TCEm TC a visibilidade das imagens produzidas depende no apenas das caractersticas dotomgrafo, mas principalmente de como o mesmo e operado, ajustando os protocolos deacordo com as necessidades do exame que vai ser realizado. Essa afirmao levanta umaquesto interessante: se a qualidade de imagem pode ser ajustada pelo operador, porque

ento no ajustar sempre para a melhor qualidade e visibilidade? A resposta no to simplesquanto a pergunta, mas em imagenologia medica sempre existem ganhos e perdas a seremconsiderados:

Muitas vezes quando se muda um item no protocolo para melhorar a qualidade dasimagens, outra caracterstica pode ser prejudicada na sua qualidade;

Em imagenologia medica e fundamental equilibrar a qualidade de imagens e a dosepara o paciente.

Um protocolo otimizado equilibra as caractersticas da imagem (por exemplo, borramento erudo) e utiliza a dose de radiao necessria para produzir a qualidade de imagem requerida.A tecnologia de imagens em medicina e como uma extenso do olho humano. Da mesma

forma que utilizamos um microscpio, um telescpio, enfim, aparelhos para enxergar adistncia, os equipamentos mdicos levam nossa viso a regies invisveis do corpo humano.Os equipamentos em imagenologia mdica devem oferecer imagens com sensibilidade decontraste suficiente para distinguirmos estruturas com densidades semelhantes. Por exemplo,um pequeno tumor no fgado, uma rea se isquemia no encfalo. Distinguir um projtil de armade fogo ou uma calcificao no corpo humano e sempre fcil, pois sua densidade e muitoelevada e produz alto contraste com o fundo. A funo principal da imagenologia em Medicina converter o contrate fsico em contraste visual, transferindo o contraste entre as estruturas docorpo para a imagem. A sensibilidade de contraste vai depender tanto das caractersticas domtodo a ser utilizado, quanto das caractersticas intrnsecas da regio a ser examinada.

Resoluo de contraste (RC)

Capacidade de distinguir duas densidades muito prximas. Em imagem digital o parmetromais importante para definir contraste a profundidade da imagem ou o numero de bits porpixel assunto que vamos discutir logo abaixo. Isto define a amplitude das variaes dosnveis de cinza. Uma estrutura s ser detectada se seu contraste com o meio for 3 a 5 vezesmaior que o nvel de rudo. Quanto maior for a estrutura, melhor a resoluo de contraste.

RC melhora com:> Pixel> Matriz (matriz fina)> mAs ( < rudo)> Espessura de corte Tudo o que


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< o rudo aumenta a resoluo de contraste

Resoluo Espacial (RE)Capacidade de distinguir dois pontos muito prximos entre si. Depende de muitos fatoresrelacionados tanto a obteno das imagens como ao processo de reconstruo. Quanto maior

o numero de projees durante o processo de escaneamento, melhor ser a resoluoespacial. Quanto menor o pixel, melhor ser a resoluo espacial. A Resoluo Espacialtambm depende do numero de pixels da matriz. Quanto mais fina (maior) for a matriz, maiorser o numero de pixels e melhor ser a resoluo espacial como se pode ver abaixo:

Resumindo, a RE depende de:

Matriz> Matriz (matriz fina): > CSR coeficiente sinal/rudo - (mas > tempo de reconstruo)

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

Espessura de corteCortes finos: < artefato de Volume Parcial

Numero de projees> N projees > RE

Parmetros que Afetam a Qualidade da Imagem em TCA qualidade da imagem de TC uma matria complexa influenciada por parmetrosrelacionados dose, por parmetros relacionados ao processamento da imagem e porparmetros clnicos.

1- Parmetros Relacionados Dose de Radiao

a) Fatores de ExposioOs fatores de exposio relacionados dose de radiao para o paciente so os seguintes:tenso aplicada ao tubo de raios-X (kV), corrente no tubo de raios-X (mA) e tempo deexposio (s), os quais afetam tanto a qualidade de imagem como a dose de radiao para opaciente.b) Espessura de CorteA espessura nominal do corte, entre 1 a 10 mm, selecionada de acordo com o tamanho daestrutura ou da leso que se deseja estudar. Contudo, deve-se estar atento s implicaes daespessura de corte na qualidade de imagem e na dose de radiao para o paciente.c) Incremento de MesaNa TC seriada, a separao entre cortes irradiados e de imagem, definida como o incrementoda mesa menos a espessura nominal do corte, que so os parmetros selecionveis. Nosestudos clnicos, a separao entre cortes encontra-se na faixa de 0 a 10 mm se os cortes noso superpostos.d) Passo ou Fator de PassoNa TC helicoidal a separao entre cortes, durante a fase de exposio, dada pelo passo. Opasso definido como a razo entre o deslocamento da mesa durante uma rotao completado tubo e a espessura nominal de corte.


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e) Inclinao do GantryA inclinao do gantry definida como o ngulo entre o plano vertical e o plano formado pelotubo de raios-X, o feixe de raios-X e o conjunto de elementos de deteco. O gantry,normalmente, permite inclinao de 25 a +25 Um ngulo diferente de zero pode serapropriado para reduzir ou eliminar artefatos ou reduzir a dose de radiao em rgos ou

tecidos radiosensveis.f) Volume de InvestigaoO volume de investigao o volume de imagem definido pelo incio e pelo fim da regioestudada. Devem-se cobrir todas as regies que tenham possibilidade de apresentar sinais dedoenas para a indicao do exame. Considerando que todos os outros parmetrospermaneam fixos, quanto maior o volume de investigao maior ser a dose para o paciente.

2 - Parmetros de Reconstruo e Apresentao da Imagem

a) Campo de Viso (FOV)O campo de viso (FOV) definido como o dimetro mximo na imagem reconstruda eabrange a faixa de 12 a 50 cm. Escolher um FOV pequeno significa reduzir o tamanho dovoxel, uma vez que se utiliza toda a matriz de reconstruo para uma regio menor do que no

caso de um FOV mais extenso. Isto traz a vantagem de melhorar a resoluo espacial daimagem. Ao se selecionar o FOV deve ser ponderado se todas as regies com possveis sinaisde doena foram includas. O FOV muito pequeno pode excluir sinais relevantes da doena.b) Algoritmo MatemticoO algoritmo de reconstruo composto de instrues matemticas para o clculo da imageme as etapas principais so a convoluo dos perfis de atenuao e, posteriormente, aretroprojeo. O aspecto e as caractersticas da imagem de TC so fortemente dependentesdo algoritmo selecionado, especificado pelo ncleo ou filtro de convoluo.c) Tamanho da Matriz de ReconstruoA matriz de reconstruo o arranjo de linhas e colunas de pixels da imagem reconstruda,tipicamente 512 x 512 e 1024 x 1024. Os tomgrafos mais antigos apresentam matriz dereconstruo de menor tamanho.d) Ajuste da Janela de Apresentao

Uma janela caracterizada pela sua largura e o seu centro da janela, expressos em UH. Alargura de janela definida como a faixa de nmeros de TC que convertida em tons de cinza.De modo geral, para reproduzir uma faixa ampla de tecidos apropriada uma janela maislarga. Janelas mais estreitas so mais convenientes para mostrar tecidos especficos.e) Filtros ps-ProcessamentoEm adio aos principais algoritmos de reconstruo que so aplicados aos dados iniciais deatenuao (dados brutos), muitos tomgrafos oferecem filtros ps-processamento que podemser aplicados para suavizar ou intensificar a imagem final na tela do monitor. H uma largavariedade de tipos desses filtros.f) Fator de zoomA imagem digital permite o uso do recurso de zoom para magnificar a imagem de um setor docampo investigado. Os valores dos pixels relativos quele setor so redistribudos, porinterpolao, por toda matriz de apresentao. O zoom auxilia a anlise de detalhes da

imagem, acarretando, porm, a perda de nitidez.

3 - Parmetros Clnicos

O tamanho e a composio do paciente afetam os aspectos caractersticos da imagemtomogrfica. Para uma dada exposio, as imagens de um paciente de grande porteapresentam mais rudo do que as imagens de pacientes de menor porte. Ento, espera-se queaumentando a dose de radiao poder-se- ter uma imagem melhor. Ocorre que a grandequantidade de tecido adiposo em pacientes obesos produz melhor delineao das estruturasdo que ocorre com pacientes no obesos. Assim, a qualidade da imagem para o diagnsticopode ser adequada, embora com mais rudo. O paciente deve permanecer o mais imobilizadopossvel. As fontes principais de artefatos de movimentos involuntrios do paciente so:respirao, atividade cardiovascular, peristalse e engasgo. Os artefatos ficam reduzidos

diminuindo-se o tempo de aquisio de dados. Os rgos radiosensveis devem ser protegidossempre que possvel isto quando estiverem fora do campo de imagem, de 10 a 15 cm do


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volume de investigao. O protetor de gnadas masculino tem se mostrado eficaz. O mesmono ocorre com os protetores das gnadas femininas.

COEFICIENTE DE ATENUAO

O coeficiente de atenuao uma medidaarbitrria criada por Hounsfield paraquantificar a atenuao do feixe de RX aposatravessar o corpo. A representao decada tecido na Escala de Hounsfield (EH)varia de acordo com o quanto este absorveude ftons de RX. A gua corresponde aovalor zero da escala, valor de referencia porser de fcil obteno para calibrar osaparelhos.Tecidos muito densos como os ossos,absorvem mais ftons que tecido poucodensos como o ar nos pulmes. Por

conveno para manter correspondnciacom a Radiologia - valores altos deatenuao (ossos) so representados embranco e valores baixos (ar, gordura) empreto. A EH varia de -1000 (ar) a +1000(osso). Atualmente foi estendida para +4000 para poder incluir o osso cortical muitodenso.

Valores de densidadePara cada elemento de volume, voxel, o computador calcula um dado valor numrico querepresenta o valor do coeficiente de atenuao daquele voxel. Devemos lembrar que este valorde atenuao na realidade corresponde quantidade mdia de absoro de radiao daquele

tecido representado pelo pixel no monitor. A densidade na tomografia computadorizada diretamente proporcional (relao linear) com o coeficiente de atenuao, uma constante dotecido influenciado por muitos fatores. O coeficiente de atenuao quantifica a absoro daradiao X, para uma dada energia do fton. Aps a calibrao interna do tomgrafo, adensidade do tomograma para a gua pura ajustada para o valor numrico 0, e a densidadedo ar padro para 1 000 unidades Hounsfield (Hounsfield units, ou simplesmente HU). Estarelao entre o coeficiente de atenuao do tecido e as unidades de Hounsfield forma aconhecida ESCALA DE HOUNSFIELD.

Escala Hounsfield


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Em tomografia computadorizada, os valores de atenuao so medidos em unidadesHounsfield (HU). O valor de atenuao do ar padro e da gua pura, definidos como 1 000HU e 0 HU, respectivamente, representam pontos fixos na escala de densidade do TC emantm-se inalterados mesmo com a variao da tenso do tubo. Esta a vantagem daEscala de Hounsfield, sua invarincia com qualquer parmetro eletro-eletrnico, mecnica oude processamento computacional. Desta forma, os tomgrafos do mundo todo trabalham comesta escala, facilitando a troca de informaes entre tcnicos e mdicos radiologistas. Trata-se,pois, de um padro universal.Dependendo da radiao efetiva gerada pelo aparelho de tomografia, a relao da atenuaodos diferentes tipos de tecidos para o padro da gua poder variar. Portanto, os valores de

densidades listados na literatura devem ser considerados como simples indicaes ou pontosde referncia, e no como valores absolutos para um determinado tecido ou rgo. Masmesmo assim, estes valores so suficientes para indicar ao radiologista se h sangue normalou coagulado numa determinada leso, ou mesmo ajudar a identificar secrees presentes nospulmes, por exemplo. Na tabela 1, a seguir, podemos verificar um resumo dos valores mdiosde alguns rgos e tecidos do corpo humano, bem como a disperso (variao mxima emnima) em torno deste valor mdio. Estes mesmo valores podem ser visualizadosgraficamente na figura abaixo.


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DensitometriaA disposio dos detectores no anel de varredura facilita as medies quantitativas dedensidade em reas selecionadas livremente no objeto sob teste (regies de interesse). Onmero de TC, ou unidade Hounsfield, representa a mdia aritmtica de todos os valores deatenuao medidos num volume elementar individual - voxel. A imagem sozinha em nvel decinza de um objeto varrido fornece algumas informaes da densidade relativa(radiodensidade) da estrutura presente na imagem. Atravs da comparao com os tecidoscircundantes, a estrutura pode ser descrita como isodensa (mesma densidade), hipodensa(baixa densidade) ou hiperdensa(alta densidade). Em rgos parencmatosos como o crebro,fgado, rins e pncreas, o valor de atenuao dos tecidos circundantes sadios normalmenteusado para comparao.Os nmeros de TC na faixa da gua so descritos como gua-densos, aqueles na faixa dagordura como gordura-densos, e aqueles na faixa dos msculos, como msculo-densos. Estas

relaes so teis na descrio e caracterizao de tumores, abscessos e outras anomaliasdurante o diagnstico radiolgico, e esto presentes na literatura mdica.

Tempo de aquisioVarreduras de tempo curto so desejveis em tomografias computadorizadas de corpo inteiro,uma vez que artefatos de movimentos causados pela respirao, peristalgia e batimentocardaco podem ser desta forma eliminados. Sistemas de varreduras lentas com movimentosalternados e de contra-rotao esto, contudo, sendo substitudos por sistemas de rotaocontnua, que apresentam tempos mais curtos de varredura. Por isso, o tempo de realizao doexame, que em alguns equipamentos pode ser ajustado pelo tcnico, tambm pode ajudar namelhora da qualidade da imagem.


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VARIAO DA IMAGEM

A imagem tomogrfica calculada pelo computador na realidade um conjunto de milhares de

valores de Hounsfield memorizados numa matriz quadrada. Estes valores podem variarnormalmente de 1 000 HU a +3 095 HU, devido codificao digital em 12 bits (212 = 4096).Porm, o que interessa ao tcnico e ao mdico radiologista uma imagem em tons de cinzamostrada no monitor. Para que isso acontea, necessrio que se realize umacorrespondncia entre a Escala de Hounsfield e a escala de nveis de cinza.Contudo, o olho humano normalmente s pode distinguir entre 20 e 30 tons diferentes. Se todaa escala de densidade de 4 000 HU fosse apresentada em uma nica imagem, o que seriavisvel seria apenas uma massa de tecidos moles, alguma musculatura e ossos, alm dospulmes ou regies com ar. O mdico radiologista seria capaz de distinguir apenas um tom decinza dentro da faixa de diagnstico de importantes tecidos moles. Pois a faixa entre 100 HUe 100 HU seria vista pelo radiologista como uma mancha s. Ele no poderia visualizar todasas nuances densitomtricas mensurveis pelo computador, e importantes informaes para odiagnstico seriam perdidas.

A janela da imagem foi ento desenvolvidacomo uma forma de produzir contrastesvvidos mesmo em diferenasdensiomtricas suaves. O nome janela utilizado, pois ela permite que se visualizeapenas uma parte da imagem, no emtamanho, mas em contraste, e tambmsimboliza sua flexibilidade demovimentao, tal qual uma janela comum.O conceito da janela torna possvel aexpanso da escala de cinza (largura dajanela window width) de acordo com umafaixa arbitrria de densidades.

Valores de atenuao acima do limite superior da janela aparecem com tom branco, e aquelesabaixo do limite inferior so apresentados em preto. O nvel ou centro da janela (windowcenter) determina o centro da escala de densidades, ou seja, quais estruturas e rgos sorepresentados com os nveis intermedirios de cinza. Os ajustes da janela devem serrealizados de acordo com as estruturas a serem diagnosticadas. Janelas estreitasproporcionam uma imagem de alto-contraste, no entanto, h o perigo de estruturas fora dafaixa da janela serem inadequadamente apresentadas ou mesmo, no serem percebidas. Comajustes de janela mais amplos, diferenas pequenas de densidades aparecemhomogeneamente sendo assim, mascaradas. A resoluo desta forma reduzida. Vejamosdois exemplos de janela e a visualizao da converso de HU para cinza com ajuda da figuraabaixo:Ex. 1: valor central = 200 HU largura = 1400 HU cada nvel de cinza representa 5,5 HU

Ex. 2: valor central = 1000 HU largura = 400 HU cada nvel de cinza representa 1,5 HU


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Resumo:

Largura da Janela e Nvel da Janela (Centro da Janela)

A largura da janela (WW) refere-se extenso de nmeros de TC que so exibidos comomatizes de cinza. Janela ampla indica mais nmeros de TC como um grupo (escala longa oucontraste baixo). Assim, a largura da janela controla o contraste, (janelas amplas contrastebaixo, como na obteno de imagens do trax; janela estreita, contraste alto, como naobteno de imagens do crnio). O nvel da janela (WL), tambm chamado algumas vezes decentro da janela, controla a densidade da imagem, ou determina o nmero de TC que ser ocinza central da extenso da largura da janela. O nvel da janela geralmente determinadopela densidade de tecido que ocorre mais freqentemente dentro de uma estrutura anatmica.

Quando escolhemos uma janela larga, representamos centenas de valores de densidadepara cada tom de cinza, assim, conseguimos ver apenas o que muito diferente, por exemplo,ar e osso. A analogia com uma grande janela voltada para o horizonte. Para vermos tudo deuma vez, perdemos pequenos detalhes. Assim, no possvel ver o parnquima cerebral,apenas osso, por isto chamamos de janela ssea No trax, o mediastino fica obscurecido,mas o parnquima pulmonar delineado pelo ar, por isto chamamos de janela pulmonar.Qual a diferena entre elas? O centro a janela larga para osso tem largura de 2000 UH ecentro de 300 a 600. Na janela pulmonar a largura em torno de 2000 a 4000 UH e centro emtorno de 600 negativos (-600 UH). O centro da janela fica na mdia das estruturas quequeremos ver melhor.Quando escolhemos uma janela estreita, representamos poucas unidades de densidade nosmesmos tons de cinza. Assim, perdemos os extremos e ganhamos em capacidade de verdetalhes em torno do centro que escolhemos. Novamente na analogia, como se tivssemos

uma janela bem estreita, perdendo a viso do horizonte, mas, tendo uma pequena poro decenrio para ver, podemos ter maior detalhe do que estamos vendo. No caso do trax, vemosmuito bem o mediastino e a musculatura. Esta janela usada para procurarmos gnglios entreos vasos do mediastino, bem como neoplasias e qualquer outra leso com densidade de partesmoles. No caso do encfalo, usamos a janela estreita, com centro na densidade do parnquimacerebral, para vermos a diferena entre a substncia branca e cinzenta, permitindo odiagnstico de leses muito sutis. Em patologias como o Trauma, por exemplo, ondeprocuramos fraturas e leses parenquimatosas, fotografamos os mesmos cortes duas vezes.Um filme com janela de partes moles e outro com janela ssea.

JANELA: define a extenso de nveis de cinza que me interessa para ver uma determinadaparte do corpo. A largura de janela define os limites superior e inferior da Escala de Hounsfieldque me interessam:

Janela aberta mostra a maioria das estruturas;


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Janela fechada - seleciona menos estruturas mas fornece mais detalhe e aumenta ocontraste;

CENTRO (LEVEL):

Ajusta o centro da janela e o centro da EH; Nvel alto: para visualizar tecidos densos; Nvel baixo: para visualizar 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 atravsde uma escala de cinzas. Particularmente nas imagens com pouca resoluo (matrizes baixas),um voxel pode ser representado numa tonalidade de cinza no correspondente ao tecido querepresenta. Isto pode acontecer, por exemplo, quando um voxel representa a imagem de ummaterial de baixa densidade e parcialmente a imagem de um material de alta densidade. Osclculos efetuados pelo computador podem atribuir uma tonalidade de cinza correspondente ade um tecido muscular, causando um artefato de imagem conhecido por Efeito de VolumeParcial.Este efeito tende a ser reduzido nas matrizes de alta resoluo.

Artefatos

Artefatos de Anel (Rings Artifacts) Os artefatos em forma de anel que se apresentam naimagem esto inicialmente relacionados com problemas nos detectores. Como os detectoresnecessitam de calibrao com o ar" para reconhecimento dos demais tecidos, ocasionalmentepode ocorrer de perderem os valores de referencia, o que ocasiona artefatos na imagem naforma de anis. O primeiro procedimento do operador nestas circunstancias efetuar umacalibrao nos detectores. A periodicidade com que devemos fazer essas calibraes varia deaparelho para aparelho. A maior parte dos equipamentos modernos admite uma nicacalibrao diria.

Materiais de Alta Densidade (Strike) Objetos metlicos, como projeteis de bala, implantes demateriais de alta densidade, como as obturaes dentarias, entre outros, produzem artefatoslineares de alta densidade em conseqncia dos altos coeficientes de atenuao linearapresentados por estes materiais. A presena desses artefatos pode ser atenuada a partir douso de um feixe de alta energia (120/140 kV), embora no possam ser evitados.

Materiais de Alto Nmero Atmico Os materiais de numero atmico alto tendem a secomportar como os materiais metlicos e a produzir artefatos do tipo "strike". Os meios de


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contraste positivos como o iodo e o brio, em altas concentraes, devem ser evitados ouusados com critrio.

Rudo da ImagemO rudo, aspecto que confere granulosidade as imagens, ocorre principal mente em

conseqncia da utilizao de feixes de baixa energia ou quando o objeto apresenta grandesdimenses, como no caso dos pacientes obesos. Nessas condies, ha que se aumentar adose de exposio pelo aumento da kilovoltagem, da miliamperagem ou pelo tempo deexposio.

PROCESSAMENTO DE IMAGENSA unidade de processamento um computador, centro de todo o sistema. Recolhe os dadosbrutos de cada tomograma atravs dos detectores. Os dados so inicialmente armazenados noformato digital. Imagens mdicas apesar de processadas digitalmente tem que ser exibidas emformato analgico.

Imagens analgicas incluem fotos, pinturas e imagens mdicas gravadas em filmes ouexibidas em monitores de computador, por exemplo. Neste tipo de imagem podemos ver vriosnveis de brilho (ou densidade do filme) e cores. Trata-se de uma imagem continua e no

composta de partes (pixels).Imagens digitais so gravadas como vrios nmeros. A imagem e dividida em uma matriz depequenos elementos pictricos (pixels). Cada pixel e representado por um valor numrico. Aprincipal vantagem das imagens digitais e que podem ser processadas de varias maneiras porsistemas de computao. Para serem captadas pelo olho humano as imagens devem seranalgicas. Todos os mtodos de imagem que produzem imagens digitais devem convert-laspara imagens analgicas. No podemos ver imagens digitais, pois se trata de uma matrizmatemtica de nmeros. Uma imagem digital uma matriz de pixels. Cada pixel erepresentado por um valor numrico. O valor do pixel esta relacionado ao brilho (ou cor) quevamos enxergar quando a imagem digital for convertida em imagem analgica paravisualizao. Quando visualizamos uma imagem na tela do computador, por exemplo, arelao entre o valor numrico atribudo ao pixel e o brilho exibido, e determinada por ajustes

de janela como iremos discutir depois. Uma imagem digital e representada no sistema decomputao por nmeros em forma de dgitos binrios denominados bits (binary digits).


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Ao lado pode ver se a estrutura deuma imagem digital. Primeiro ela edividida em uma matriz de pixels.Depois cada pixel ser representadopor uma serie de bits. Vamos emseguida discutir os aspectos queafetam o numero de pixels em umaimagem e o numero de bits por pixel(profundidade da imagem).

Sistemas numricos: o sistemanumrico humano baseia-se em dezdgitos (temos 10 dedos nas mos...).Acima de dez, cada digito ocupa umacasa dezena, centena, milhar,etc.. O valor final a soma dosvalores individuais em cada casa.Sistema numrico de computadores:

representados por um espao cheioe um espao em branco - dgitosbinrios (binary digits = bits).

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

Com 8 bits por pixel teremos 28 = 256 nveis decinza o que o mnimo necessrio para imagensmedicas. O detalhe anatmico depende dasdimenses dos pixeis. Pixeis largos induzem

borramento na imagem, pois o detalhe anatmicoser representado por um numero menor depixeis:


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Pixeis estreitos pixeis largos

Tpicos sobre o uso de meios de contraste em TC Via oral (v.o), Endovenosa (e.v), Via retal (v.r) (quando o paciente apresentar perfurao em qualquer poro do tratogastrointestinal), Uso de meios de contraste em tomografia freqente, Um dos contrastes positivos mais utilizados base de iodo, Contrastes positivos base de brio tambm so utilizados numa escala menor (sistemadigestrio).

Contrastes negativos

Ar (colonotomografia e pneumoartrotomografia), gua (meio de contraste isodenso): no produz diferena de intensidade;


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evidencia a morfologia de determinadas vsceras,

Via oral ou via retal contraste hidrossolvel (a base de iodo) ou baritado diludo Serve para aumentar a atenuao entre duas estruturas (anlise de vsceras ocas). Via oral administrado 1 hora antes do exame em sala;

Via retal fazer direto em sala (para doenas plvicas); Contraste endovenoso administrado para o realce das estruturas vasculares e paraaumentar o contraste entre as estruturas parenquimatosas: vascularizadas, hipovascularizadasavascularizadas. O contraste iodado no-inico vem progressivamente aumentando, devido diminuio denmero de reaes alrgicas adversas comparado ao inico.

Volume de contraste nos exames de rotina em TC Volume mdio de contraste no paciente adulto de 1 a 1.5 ml/kg; Crianas 2ml/kg; Angiotomografia: 1,5 a 2 ml/kg; Para ingesto via oral protocolo define a quantidade de quanto contraste deve ser diludo emgua (40ml de contraste por litro de gua para exames do sistema digestivo).

Administrao do contraste Preferncia via intravenosa; Injetado manualmente; Tempo para o profissional que administra o contraste deixar a sala de exame; Garantir que o paciente no apresenta nenhuma reao adversa; Velocidade de injeo depende do protocolo quando o uso de bomba injetora (em geral3ml/s);

Contrastes a base de brio O contraste de sulfato de brio (BaSO4) utilizado exclusivamente nos exames do sistemadigestivo. Pacientes com histrico de perfurao no trato gastrointestinal - contra-indicado (usar

contraste iodado); Uso em pacientes com antecedentes alrgicos ao contraste iodado. Utilizao restrita. O brio utilizado no o mesmo que o utilizado em radiografia. Deve possuir diluio alta,pois pode causar efeito strike nas imagens.

Reaes aos Meios de Contraste Baritados No so injetados na corrente sangunea; Tambm desencadeiam reaes anafilticas nos pacientes; Podem aderir s paredes do trato gastrointestinal e provocar ressecamento no paciente;Orientar o paciente a ingerir lquidos aps os exames baritados para favorecer sua eliminao.

Decises antes de injetar o contraste Inicialmente todos os pacientes podem ser considerados pacientes de risco;

Antes da injeo do meio de contraste alguns pontos devem ser analisados; Identificar os fatores de risco versus benefcio potencial de seu uso; Avaliar as alternativas de mtodos de imagem que possam oferecer o mesmo diagnstico ouainda superiores; Ter certeza da indicao precisa do MC; Estabelecer procedimentos de informao ao paciente; Ter previamente determinada a poltica no caso de complicaes.

MEDIDAS PROFILTICAS

Hidratao e Jejum Hidratao contnua permitida, pequenas refeies at duas horas antes da injeo; Jejum de 8 horas para refeies pesadas com o objetivo de diminuir a massa no sistema

gastrintestinal diminuindo a possibilidade de nuseas e vmitos.


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Pr-teste a injeo previa de pequena quantidade de contraste e a observao do paciente quantoaos sintomas caractersticos. Teste fora de uso

Sedao e Anestesia Prevenir reaes causadas por reaes devido a ansiedade e medo: Nuseas, vmitos eurticrias reaes leves. Mtodo indicado para situaes onde o paciente apresenta quadro de agitao. Ocorre nosentido de profilaxia

Uso de Medicamentos Anti-histamnicos e corticides Administrados antes da injeo via venosa, quando o paciente j apresentou reaes enecessita realizar novamente o contraste.

CONCLUSES Todo paciente deve ser considerado de risco;

Devemos considerar condies clinicas e patolgicas antes da administrao do contraste; Todo paciente deve ser informado da natureza e riscos do meio de contraste Meios de contraste iodados so seguros; O uso de pr medicao bastante controverso;

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


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Tpicos sobre Segurana em TC A tomografia regulada pela Portaria 453, de 02/06/98, da ANVISA (Agncia Nacional deVigilncia Sanitria); Para prolongar a vida til, o tubo de raios X deve ser aquecido aps duas horas deinatividade (Warm-Up); Aps o aquecimento do tubo, conveniente, pelo menos uma vez ao dia, fazer calibraodos detectores. Evita artefatos do tipo anelar; Equipamentos dotados com laser para posicionamento do paciente deve-se tomar o cuidado

para no direcionar o feixe luminoso nos olhos do paciente;


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Respeitar o limite de massa estipulado pelo fabricante, evitando-se danos mesa de examese problemas no seu deslocamento durante o procedimento; Existem em alguns equipamentos mecanismos de segurana especiais que permiteminterromper a alimentao eltrica do conjunto gantry/mesa (presena de fumaa ou fascasnos componentes);

Problemas de software -> desligar (ShutDown) -> reiniciar (Start Up); Cuidados quanto angulao do Gantry durante o exame. Alguns pacientes podem ter partedo corpo pressionada pelo equipamento ou, at mesmo, apresentar fobia por causa daproximidade do equipamento; Cuidado com a postura correta na operao do equipamento e condutas inadequadas notrabalho (LER- Leso por Esforos Repetitivos); Monitor na altura dos olhos (distncia de 40 80 cm). Ps apoiados no cho ou suporte;Mos livres sobre os teclados de forma que o antebrao forme aproximadamente 90 com obrao; Controle de qualidade peridico (espessura do corte, resoluo espacial, rudo na imagem,etc) -> uso de phantons (fantomas);

PRINCIPAIS EXAMES REALIZADOS PELA TC

Tomografia Computadorizada de CrnioO propsito primrio da tomografia computadorizada de crnio fornecer um diagnsticodefinitivo que geralmente no exige exames complementares para verificao. A TC de crnio,em muitas circunstncias, fornece esse alto grau de confiabilidade. Trauma craniano agudo,por exemplo, pode resultar na formao de hematoma epidural ou subdural. Esse tipo de lesopode ser diagnosticado rapidamente, com preciso e inequivocamente atravs da TC decrnio.

IndicaesPraticamente qualquer suspeita de processo patolgico envolvendo o encfalo uma indicaopara tomografia computadorizada de crnio. Algumas das indicaes mais comuns paratomografia computadorizada de crnio incluem as seguintes:

Suspeita de neoplasias, massas, leses ou tumores enceflicos . Metstases Enceflicas; Hemorragia intracraniana; Aneurisma; Abscesso; Atrofia cerebral; Alteraes ps-traumticas (tais como hematomas epidurais e sub-durais); Alteraes adquiridas ou congnitas.

Tomografia Computadorizada de TraxO propsito primrio da tomografia computadorizada torcica servir como um adjuntodiagnstico radiografia convencional de trax. Entretanto, devido relao custo/benefcio, a

radiografia convencional de trax ainda a ferramenta primria de rastreamento em pacientescom suspeita de doena torcica. A TC serve como uma modalidade de obteno de imagensvaliosa na avaliao e manejo de condies previamente diagnosticadas.

IndicaesAs indicaes patolgicas comuns para a TC torcica so as seguintes:

Leses hilares e mediastinais; Aneurismas; Abscesso ou cisto (bolsa cheia de lquido); Doena cardaca e pericrdica; Processos patolgicos do trax (ou seja, asbestose); Dissecao da aorta;

Tomografia Computadorizada Abdominal e Plvica


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Com o advento da tomografia computadorizada, a habilidade para diagnosticar morfologiaabdominal e plvica foi significativamente acentuada. Devido sua velocidade e preciso, a TCse tornou uma ferramenta de controle e tratamento eficaz para doena abdominal e plvica etem sido especialmente til em casos de malignidade. O uso de exames diagnsticos padres,

tais como colangiopancreatografia retrgrada endoscpica (CPRE), foi muito reduzido devido abrangncia e relao custo/benefcio da TC.

IndicaesAbdome

Suspeita de leses primrias ou metastticas do fgado, pncreas,rim ou bao; Processos patolgicos das adrenais; Processos patolgicos dos linfonodos, tendo a TC substitudo a linfangiografia na deteco

de malignidades dos linfonodos; Pancreatite; Abscessos; Hematomas hepticos ou esplnicos;

Pelve

Carcinomas de prstata, colo uterino, bexiga e ovrio; Massas de tecidos moles e doenas dos msculos plvicos; Suspeita de abscessos; Avaliao da articulao do quadril, especialmente em pacientes traumatizados; Excluso ou deteco de doena oculta (uma doena oculta ou encoberta, difcil de serdiagnosticada).

Resumo:

Incidncias

Estudo das estruturas em cortes axiais e, em alguns casos, coronais. Documentao do estudo feita em filmes especiais (+ sensveis que os utilizados na

Radiologia Convencional). Cortes axiais >> feitos de rotina, em todos os exames. Cortes coronais >> obtidos nos estudos de algumas regies (sela turca). Cortes sagitais >> dificilmente conseguidos (disposio do tubo de raios X). Planos de cortes >> selecionados pelo operador. Espessura do corte >>varia de acordo com o volume do rgo ou leso a ser analisada

(est. Peq.: 1 a 5 mm; est. Vol.: 10 a 12 mm). Os valores numricos dos coeficientes de absoro dos tecidos so calculados sempre

em relao ao coeficiente linear da gua, para o qual atribudo o valor numrico de

zero. Osso: faixa mais alta positiva da escala. Ar (pulmo e tubo digestivo): faixa mais baixa negativa. Unidades Hounsfield (UH). A definio da imagem depende do contraste entre as diferentes densidades das

estruturas. Maior sensibilidade do computador = maior gama de tons intermedirios, permitindo

maiores informaes que na Radiologia Convencional. Densidade

Imagem Hipodensa: valores de atenuao baixos, entre o ar e a gua, menores ou iguais 100 UH (Imagens do preto ao cinza escuro) Ar, gordura, lquor. Imagem Hiperdensa: valores de atenuao altos, maiores ou iguais a 100 UH (Imagens

brancas) Calcificaes, meio de contraste. Imagem Mista: imagem com as duas densidades (parcialmente hipodensa e hiperdensa).


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Contornos: regulares ou irregulares Limites: precisos ou imprecisos Relao com estruturas vizinhas: a TC permite a visualizao de todos os rgos

situados no plano de corte, relao espacial e seus limites.

Uso do meio de contraste:endovenoso base de iodo (visualizao dos vasos, bemcomo demonstrar processos dinmicos de funcionamento dos rgos estudados).

Leso hipercaptante; Leso hipocaptante; Leso no captante; Leso espontaneamente densa; Leso isodensa;

Artefatos metlicos: imagens que no pertencem leso, e que tem origem a partir decorpos estranhos (metal das prteses dentrias).

Artefatos de movimento: imagens tremidas (sem nitidez), em decorrncia demovimentos voluntrios ou no do paciente.

Os protocolos de exame devem descrever:

espessura de corte/espaamento; angulao do gantry; extenso do estudo; uso decontraste; janela As imagens registram: registro do exame / dados do paciente;


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srie do corte; nmero do corte; posio do corte em relao a mesa; angulao do gantry; espessura do corte; FOV (rea que est sendo examinada);

X e Y; filtro.

apostila de tomografia computadorizada

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