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Tomografia Computadorizada 2

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 visualizar 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 término 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 entre 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 número 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 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 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: 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;

• Monitor para planejamento dos

exames; • Monitor para processamento da

imagens; • Teclado alfa-numérico; • Mouse; • TrackBall; • Sistema de comunicação com o

paciente.


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.

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.


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. 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


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


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. Retroprojeção

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 média 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 retroprojeção, 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 análise bidimensional de Fourier; • Retroprojeção 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. Retroprojeção Filtrada O método analítico de retroprojeção filtrada e similar ao de retroprojeção, exceto pelo fato de que as freqüências correspondentes ao barramento verificado na retroprojeção 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. Resumão: 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 distância, 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 é 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 abaixo: 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 visualizar tecidos densos; • Nível 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 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 visualizamos 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 complementares para verificação. A TC de crânio, em muitas circunstâncias, fornece esse alto grau de confiabilidade. Trauma craniano agudo, por exemplo, pode resultar na formação de hematoma epidural ou subdural. Esse tipo de lesão pode ser diagnosticado rapidamente, com precisão e inequivocamente através da TC de crânio. 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). Resumão: 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.

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