tomografia- imagem e radioproteção

TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA: FORMAO DA IMAGEM E RADIOPROTEO

Mrcia Terezinha Carlos, LNMRI, IRD/CNEN

IntroduoA tomografia computadorizada (TC), introduzida na prtica clnica em 1972, uma modalidade da Radiologia reconhecida pelo alto potencial de diagnstico. A TC possibilitou a investigao por imagem de regies do corpo humano at ento no reproduzidas pelos mtodos convencionais. Alm disso, substituiu alguns exames que traziam muito desconforto e determinados procedimentos que acarretavam alto risco para o paciente. Em reconhecimento ao extraordinrio impacto clnico proporcionado pela TC, os inventores A.M. Cormack [19] e G.N. Hounsfield [38] foram agraciados com o Prmio Nobel em Medicina e Fisiologia de 1979. A inveno da TC apoiou-se nos seguinte pontos: um tubo de raios-X gira, emitindo radiao, em torno do paciente, num plano axial. Um conjunto de detectores posicionados no lado oposto do tubo captam os ftons de raios-X que atravessam o paciente sem interagir e um algoritmo de reconstruo, composto de uma seqncia de instrues matemticas, converte os sinais medidos pelos detectores em uma imagem.

tecidos com pequenas diferenas de densidade (0,5%), em especial entre os tecidos moles, a obteno de uma imagem da seo de corte de interesse sem a superposio das imagens das estruturas anatmicas no pertencentes seo em estudo, as imagens das estruturas anatmicas conservam as mesmas propores, isto , no h distoro geomtrica e a obteno de imagens digitais para as medies quantitativas das densidades dos tecidos e dos tamanhos das estruturas. As imagens digitalizadas admitem manipulaes ps-reconstruo da imagem, tais como: ampliao, refinamento, reformatao em outros planos (2D) e reconstruo da imagem tridimensional (3D).

Embora existam poucos estudos sistematizados sobre o impacto da TC no diagnstico e na teraputica [22], evidente o grau de credibilidade na informao extrada, a julgar pelo explosivo aumento de investigaes. O nmero de tomgrafos computadorizados instalados cresce continuamente, sem um sinal aparente de saturao, no Brasil e mesmo em se tratando de pases desenvolvidos [98]. Com todos os benefcios indubitveis da TC sade, deve-se atentar para o fato que o mtodo utiliza radiao ionizante e que a dose de radiao recebida pelo paciente considerada alta em comparao aos outros mtodos de diagnstico radiolgico, sendo ultrapassadas apenas pelas doses envolvidas nos procedimentos radiolgicos intervencionistas. As doses em rgos podem atingir o valor de 100 mGy, em estudos com cortes finos e superpostos [88]. Alm disso, na TC no existe um controlador natural de dose de radiao para o paciente, como o filme radiogrfico na radiografia convencional. Se a dose de radiao for acima do necessrio, o filme fica muito enegrecido, prejudicando o contraste da imagem e, conseqentemente, o potencial das informaes extraveis para o diagnstico correto. Ainda mais, por causa do processo matemtico de reconstruo, quanto maior a dose de radiao na TC menor ser o rudo da imagem e, conseqentemente, melhor ser sua qualidade [88]. Os levantamentos dosimtricos, realizados em vrios pases, apontam a TC como a prtica mdica que mais contribui para a dose de radiao coletiva, e cujo valor est aumentando ano a ano. Na Inglaterra, no incio dos anos 90,IRD- 2002 1

A imagem por TC um mapeamento do coeficiente linear de atenuao da seo do corpo humano em estudo. A imagem apresentada como uma matriz bidimensional em que, a cada elemento desta matriz, o pixel, atribudo um valor numrico, denominado nmero de TC. Este expresso em unidades Hounsfield (UH) e est relacionado ao coeficiente linear mdio de atenuao do elemento de volume, voxel, no interior do corte que o pixel representa. O grau da qualidade da imagem liga-se fidelidade com que o conjunto de nmeros de TC reproduz as pequenas diferenas em atenuao entre os tecidos (resoluo de baixo contraste ou resoluo de sensibilidade) e os pequenos detalhes das estruturas (resoluo de alto contraste ou resoluo espacial). Destacam-se os seguintes pontos de superioridade da imagem por TC sobre a imagem radiogrfica convencional [31, 63]: a possibilidade de distinguir as estruturas de rgos e

Curso: Tomografia Computadorizada: Formao da Imagem e Radioproteo

de 4 a 5% dos exames radiolgicos foram investigaes por TC e representam cerca de 40% da dose coletiva da prtica mdica [98]. Comparada radiografia convencional, a tcnica de exame de TC mais complexa a julgar pelo nmero de parmetros da tcnica que devem ser selecionados, os quais esto apresentados no Quadro 1. Em cada coluna esto os parmetros que participam das etapas de varredura ou de exposio ou de aquisio, de reconstruo matemtica e da apresentao da imagem, que so processos relativamente independentes. Na primeira linha esto os parmetros comuns varredura convencional e helicoidal; na segunda e terceira os parmetros especficos a cada tipo de varredura. Na ltima linha, esto mostrados os parmetros da tcnica da radiografia para a projeo de cortes, que tambm apresentada como topograma, radiografia digital inicial ou surview. Nem todos os parmetros de varredura so aplicveis a um determinado tomgrafo. Os parmetros da tcnica, com freqncia, so apresentados aos operadores de diferentes modos, quer em razo da falta de termos-padres, o que implica na utilizao de terminologia prpria por cada fabricante, quer pelo fato de que os valores de alguns parmetros so automaticamente selecionados pelo prprio programa do tomgrafo[24]. Quadro1 Fase de Varredura, Fase de Reconstruo Aquisio ou de Exposio Geral (varredura seriada e helicoidal) Tenso aplicada ao Campo de viso (FOV) tubo Ncleo de convoluo Corrente no tubo ou filtro matemtico Espessura nominal deFiltros de imagem corte (outros) Campo de viso de Tamanho da matriz varredura Algoritmo de Filtro moldado* endurecimento do feixe Filtro plano Algoritmo de correo adicional* de movimento Ponto focal* Nmero de amostras* Tempo de varredura ngulo de rotao do tubo* Incremento da mesa Inclinao dogantry Passo ou Fator de passo Velocidade da mesa Tempo total de aquisio Velocidade da mesa* Espessura de corte* Corrente do tubo Tenso aplicada ao tubo Comprimento de varredura Altura da mesa Projeo (AP/PA/lateral) Algoritmo de interpolao Incremento ou separao entre as imagens reconstrudas Fase de Apresentao Janela: centro e largura Filtros psprocessa-mento Fator de zoom

A qualidade da imagem de TC influenciada pelos parmetros da tcnica relacionados dose de radiao (parmetros de varredura), pelos parmetros relacionados reconstruo e apresentao da imagem, e pelos parmetros clnicos [1, 16, 34, 55]. Esto includos nos parmetros clnicos o tamanho do paciente, sua cooperao em relao ao movimento e o procedimento de administrao de meio de contraste [82]. O tomgrafo computadorizado uma mquina de tecnologia complexa e em constante evoluo. Desde o incio da prtica da TC, tem sido dada nfase ao aperfeioamento dos tomgrafos, buscando melhorar sua eficincia (obteno de imagem) e eficcia (diagnstico) nas investigaes mdicas, de modo que a evoluo da qualidade da prtica da TC sempre esteve fortemente vinculada ao desenvolvimento tecnolgico dos componentes dos tomgrafos [31]. Isto : do sistema eltrico-eletrnico e mecnico do gantry, dos tubos de raios-X, dos computadores, dos programas de computadores e das mquinas reprodutoras de imagens. Os grandes marcos da histria da TC, na maioria das vezes, estiveram relacionados reduo do tempo de aquisio de dados do exame. Os primeiros tomgrafos foram destinados a estudos exclusivamente da cabea. Logo a seguir, os projetos dos tomgrafos permitiram investigaes de outras regies do corpo. At 1989, a aquisio dos dados era realizada exclusivamente corte a corte. Este tipo de varredura hoje denominada axial, convencional ou seriada. Durante esta fase, as grandes alteraes nos projetos recaram sobre o tipo de geometria, acoplamento e mecanismos de movimento do conjunto tubo de raios-X e detectores e o nmero de detectores. medida que os diferentes tipos de varredura foram introduzidos no mercado, foram sendo diferenciados pela nomenclatura de primeira, Segunda, terceira e quarta gerao [63, 100]. Em 1985, a velocidade de aquisio de dados aumentou significativamente, com a introduo da tecnologia dos anis deslizantes, que permitiu a rotao contnua dos componentes do gantry: tubo de raios-X e detectores. O prximo passo foi acoplar o movimento contnuo de rotao do tubo de raios-X e o movimento contnuo do paciente atravs do gantry, produzindo a aquisio de dados volumtricos [20, 56, 58]. Comeou a era da varredura helicoidal. A TC helicoidal, tambm conhecida como espiral ou volumtrica, considerada um marco revolucionrio na histria da TC, por abrir novas perspectivas de exames e aplicaes. Destacam-se as seguintes vantagens da TC helicoidal: a realizao da varredura completa sobre um rgo ou regio com o paciente prendendo uma nica vez a respirao, de modo que todos os dados so coletados no mesmo estgio de respirao, evitando a perda deIRD- 2002 2

Especfico para varredura seriada Especfico para varredura helicoidal Radiog. de projeo de cortes

Obs: * parmetros raramente acessveis ao operador Curso: Tomografia Computadorizada: Formao da Imagem e Radioproteo

registros anatmicos. Tambm so reduzidos os artefatos de movimento devido respirao, peristalse e atividade cardiovascular e elimina-se a possibilidade de repetir um determinado corte quando o paciente no consegue cooperar com o exame. a reproduo de imagens de cortes transversais retrospectivamente em diferentes posies, inclusive de cortes superpostos. Com isto, as leses dbias podem ser reavaliadas sem exposio adicional radiao. Tambm melhorou significantemente a qualidade das reconstrues 3D e 2D. nos estudos com administrao de meio de contraste intravascular, possvel estudar um rgo completo, o fgado, por exemplo, em diferentes fases de intensificao do meio de contraste: a fase arterial, a fase portal e a fase tardia. Com isso, possvel obter a informao sobre o tipo de vascularidade de leses hipo, iso ou hipervascular em relao ao parnquima biliar. [a dose de radiao reduzida se comparada varredura contgua seriada quando o fator de passo maior do que 1. Isto, no entanto, acarreta uma reduo da resoluo de baixo contraste da imagem [57, 109].

radiao [12, 118]. Na varredura inteligente [60] a corrente do tubo de raios-X durante a varredura varia de acordo com o grau de absoro do feixe de raios-X pelas diversas regies do corpo, reduzindo consideravelmente a dose em at 20%. sabido que o projeto do tomgrafo computadorizado influencia fortemente o potencial da aplicao clnica e as caractersticas da imagem. O Grupo Imaging Performance Assessment of CT Scanners(ImPACT) (htpp://www.impactscan.org) , ligado ao Medical Devices Agency (MDA), na Inglaterra, reconhecido internacionalmente pelos trabalhos de avaliao tcnica do desempenho de imagem e da dose de radiao de tomgrafos e pela disseminao do conhecimento sobre seu funcionamento. No Brasil, embora ainda no se encontre disponvel um levantamento abrangente dos equipamentos e da prtica de TC, sabe-se que os tomgrafos em funcionamento pertencem a diferentes geraes tecnolgicas. A tecnologia de ponta pode ser encontrada nos grandes centros quase ao mesmo tempo do lanamento no mercado internacional. Ao mesmo tempo, existe um mercado de tomgrafos recondicionados que entram no pas por importao ou so comercializados internamente para as regies de menor poder aquisitivo. Para assegurar a boa prtica de TC, necessrio um ambiente que estimule o uso correto e com baixas doses de radiao. Isto requer a adoo de aes que cubram desde a solicitao da investigao at a interpretao da imagem e elaborao do laudo. Um pas de grande contraste scio-econmico e com enormes diferenas de infra-estrutura de equipamentos e de pessoal no atendimento sade, muitas vezes, no suporta a simples transposio de regulamentos e programas sistemticos j aprovados em pases desenvolvidos, principalmente se a tecnologia de ponta est envolvida. Contudo, nunca foram to necessrias aes efetivas que auxiliem a obteno do mximo da infra-estrutura j existente e que orientem as futuras decises. O Ministrio da Sade (MS), no Regulamento Tcnico Diretrizes de Proteo Radiolgica em Radiodiagnstico Mdico e Odontolgico (Portaria no. 453 de 01/06/98 publicada no Dirio Oficial da Unio 2 de Junho 1998 No.103 http://www.anvisa.gov.br/legis/portarias/453_98.htm). [73], estabeleceu os parmetros e regulamentou as aes para o Fase de Varredura controle das exposies em Radiologia Diagnstica, incluindo alguns requisitos especficos TC. Por outro lado, o Colgio Brasileiro de Radiologia (CBR), com objetivo auxiliar os seusIRD- 2002Perfil de Atenuao RaioIntensidade

A principal desvantagem da aquisio de TC helicoidal o aumento do efeito de volume parcial na imagem produzido pelo alargamento na espessura da imagem do corte (perfil de sensibilidade do corte, resoluo longitudinal) devido ao tipo algoritmo de interpolao e velocidade de da mesa [57, 109, 110]. O desenvolvimento dos tomgrafos no parou por a . Inovaes na TC helicoidal tm sido apresentadas continuamente [11]. Em 1992, um nico fabricante lanou um tomgrafo helicoidal capaz de fazer varreduras de dois cortes contguos e simultneos mediante dois bancos de detectores [67]. Na Reunio da Radiological Society of North America (RSNA) de 1998, quatro fabricantes aplicaram este mesmo conceito, introduzindo no mercado tomgrafos computadorizados de multicortes que podem realizar aquisio de dados em at 4 cortes concomitantemente, o que tem reduzido expressivamente o tempo de varredura total do exame. Em 1995, foi apresentada a obteno de imagens de TC em tempo real, a fluoroscopia TC. Nesta tcnica, as imagens so constantemente atualizadas com o movimento contnuo do tubo de raios X, utilizando baixa corrente e, ao mesmo tempo, um algoritmo de reconstruo rpido. Esta tcnica serve como um guia nos procedimentos de interveno, tais como: bipsia, drenagem de lquido e bloqueamento de nervos da medula (anestsico) [60] . Outras tendncias da TC direcionam-se sobretudo para a diminuio da dose de radiao. Com os novos detectores de cermica, espera-se uma reduo de 30% na dose deCurso: Tomografia Computadorizada: Formao da Imagem e Radioproteo

Raio SomaDetector

3

Medies de Transmisso

associados a garantir a qualidade de seus servios prestados comunidade, criou uma Comisso de Normatizao e implementou Programa de Qualificao ). A Comisso de Normatizao, criada na Diretoria 1997/1999, procura estabelecer um padro mnimo para os diversos procedimentos radiolgicos. Foram organizadas cmaras de estudo em diferentes reas da imagem (http://www.cbr.org.br/normatizacao/abertura.htm) . A estrutura proposta para os futuros documentos so bem semelhantes aos dos padres estabelecidos pelo American College of Radiologists (http://www.acr.org/f-products.html) As Aes de Radioproteo das Comunidades Europias tm organizados grupos de trabalhos em diferentes reas especficas do radiodiagnsticos norteados com o novo conceito de Critrios de Qualidade. Esse conceito combina trs aspectos: as exigncias de diagnsticos, a recomendao de um exemplo provado de uma boa tcnica e associado a estes dois , o valor de dose que aplicada ao paciente para um dado procedimento radiolgico. Em dezembro de1999, foi publicado o documento EUR 16262EN As Orientaes Europias para os Critrios da Qualidade para a Tomografia Computadorizada@ [28] divulgaram os critrios da qualidade aplicveis TC. Este documento est disponvel na internet no endereo: http:// www.drs.dk/guidelines/ct/quality/ O presente curso tem como objetivo a atualizao dos conceitos de fsica da imagem e radioproteo e, tomografia computadorizada, tendo como base a Portaria 453 do MS e aplicando as estratgias do documento EUR 16262 da CE

parte do feixe de raios-X formado pelos ftons que saem do ponto focal e intercepta um nico elemento detector. 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, a intensidade do sinal do detector uma medida da atenuao. Uma projeo composta por um conjunto de medidas da atenuao de raios, denominado perfil de atenuao. Para produzir a imagem necessrio um conjunto de perfis de atenuao obtidos em diferentes ngulos de projeo. Estes so obtidos pela rotao do tubo de raios-X em torno da seo do corpo. Durante a rotao, as leituras dos detectores so registradas em intervalos fixos de tempo O ngulo mnimo de varredura necessrio para obter a imagem atravs do mapeamento dos coeficientes lineares de atenuao da seo 180o. Os dados so duplicados se a rotao completa, 360o, tpica das varredura convencionais. Varreduras com ngulos menores so realizadas com o objetivo de diminuir o tempo de varredura e com ngulos maiores para diminuir os artefatos de movimento, em estudos das regies do tronco. O nmero de projees e de raios e o espaamento Projeo B O entre os Tudo de R-X detectores so Detectores fatores Paciente Paciente importantes Detectores para caractersticas Tudo de R-X da imagem. 18O Projeo A Entretanto, a PROJEO O = PROJEO 18O sua seleo muitas vezes automtica, sendo efetuada pelo programa de computador. O nmero total de medies de atenuao durante a varredura de corte dada pelo produto do nmero de projees e o nmero de raios por projeo. Cada imagem requer cerca de 100.000 a 1.000.000 medies [63], dependendo do modelo do tomgrafo e da tcnica selecionada. Os sinais dos detectores codificados que alimentam os programas de reconstruo da imagem so denominados dados brutos.

Formao da ImagemO mtodo de formao dos tomogramas computadorizados bem mais complexo do que a imagem radiogrfica convencional. O processo pode ser dividido em trs fases: aquisio de dados, reconstruo matemtica da imagem e formatao e apresentao da imagem. Para simplificar, ser apresentada a formao da imagem de cortes axiais a partir de varredura axial ou convencional. a) Fase de Aquisio de Dados A fase de aquisio de dados tambm conhecida como fase de varredura ou de explorao. Inicia-se com a exposio de uma seo da regio do corpo a um feixe colimado de raios-X, na forma de um leque fino, envolvendo as suas extremidades. Na Figura ao lado mostrado um esquema de todo o sistema de exposio em TC. Os ftons de radiao que atravessam a seo do corpo sem interagir atingem um conjunto de elementos detectores, no lado oposto, tendo o paciente ao centro. Os detectores no "vem" uma imagem completa da seo do corpo, apenas a projeo de uma imagem latente nesse ngulo de viso. Um raio, em TC, uma pequenaCurso: Tomografia Computadorizada: Formao da Imagem e Radioproteo

b) Fase de Reconstruo da Imagem A reconstruo de imagem de TC um processo realizado por computador. Algoritmos matemticos transformam os dados brutos em imagem numrica ou digital. A imagem digital uma matriz bidimensional, em que cada elemento de matriz, denominado de pixel, recebe um Nmero de TC 1000 ( - ) valor numrico = Co rte Es pe ss ur

Imagem do voxel

a

do

t

w

w

No TC

Densidade Energia do Tecido do fton

IRD- 2002

4

denominado de nmero de TC. O nmero de TC est relacionado ao coeficiente linear mdio de atenuao do elemento do objeto, o voxel, que ele representa. A definio do nmero de TC em unidades Hounsfiel (UH) dada na figura acima, onde, t o coeficiente linear de atenuao mdio do material que compe o voxel e w o coeficiente linear de atenuao da gua. Por definio, o nmero de TC da gua igual a zero. A seo do objeto deve ser imaginada como se fosse dividida em voxels, e cada voxel representado por um pixel.FOVrecon.(mm)

prolongamento dos perfis que caem fora da imagem do detalhe analisado. Para evitar o borro as projees so prprocessadas e submetidas a uma convoluo com uma funo filtro, antes da retroprojeo (b). O filtro matemtico tambm conhecido por kernel, isto ncleo. A convoluo produz sinais que contm componentes positivas e negativas, que se cancelam na retroprojeo. H diferentes filtros matemticos disponveis que so selecionadas de

O tamanho do voxel fundamental na qualidade da imagem, sendo selecionado de acordo com o requisito clnico da imagem. Sua altura igual Tamanhodamatriz d (256,512,1025) espessura do corte e a base d= FOV recon Tamanhodamatriz estabelecida pela razo entre o campo de viso e o tamanho da Tamanho doVoxelque o Pixel representa matriz. O campo de viso (FOV) o dimetro mximo da imagem reconstruda, selecionado pelo operador. A matriz de reconstruo , em geral, de 512 512 ou 1024 1024 pixels.Esp essu ra d oC orte

acordo com a pergunta clnica.

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 em filme. Esta fase efetuada por componentes eletrnicos que funcionam como um conversor (vdeo) digital-analgico. A relao entre os valores do nmero de TC do pixel da matriz de reconstruo para os tons de cinza, ou de brilho, da matriz de apresentao estabelecida pela seleo da janela. Os limites superior e inferior da janela so determinados pelo centro e a largura da janela, N TC (UH) que definem a faixa IMAGEM DIGITAL dos nmeros de TC que convertida em tons de cinza da imagem. Os pixels que possuem nmeros de TC acima do limite superior da janela so mostrados na cor branca e aqueles cujos nmeros de TC esto abaixo do limite inferior apresentam-se em preto.o

A energia mdia dos ftons de raios-X est na faixa de 50keV 70keV [29]. Nesta faixa de energia, a interao predominante entre ftons e tecido mole o espalhamento Compton, onde o coeficiente linear de atenuao tem forte dependncia com a densidade do tecido. Desta forma, pelo menos para os tecidos moles, os nmeros de TC esto intimamente relacionados densidade do tecido. Para tecidos menos densos do que a gua, o valor de nmero de TC negativo. Um nmero de TC positivo indica que a densidade do tecido maior do que a da gua. Um determinado tecido pode produzir valores diferentes de nmeros de TC se investigado em diferentes tomgrafos, visto que os espectros de raios X (tenso e filtros fsicos) e os procedimentos de calibrao do sistema no so semelhantes. Alm disso, em um mesmo tomgrafo, o nmero de TC de um certo tecido pode variar em funo da localizao do tecido dentro da rea examinada [50, 51]. Embora haja vrios mtodos matemticos para a reconstruo de imagens de TC, o mtodo da retroprojeo filtrada quase que exclusivamente usado. O mtodo de retroprojeo consiste em superpor os sinais projetados do perfil de atenuao para trs, ao longo da direo em que os dados de projeo foram coletados. Na Figura abaixo, ilustrada a imagem formada a partir de trs das muitas projees realizadas na varredura real. possvel observar uma silhueta borrada do objeto. Com um nmero muito maior de projees, o borro permanece devido contribuio dos

3.000

-1.000

Caractersticas da Imagem em TCAs diferenas mais marcantes entre a imagem mdica por radiografia convencional e TC so geradas por trs fontes. A primeira fonte o algoritmo de reconstruo da imagem, que envolve as medidas fsicas da atenuao dos raios-X. O processo de clculo anula o carter local do erros e incertezas das medies, que so inevitveis em qualquerIRD- 2002 5


ato de medir, e os distribui sobre toda a imagem. Assim, o ponto em que a distoro na imagem mostrada no necessariamente coincide com o ponto do corpo que causou a distoro. A segunda diferena encontra-se na discretizao, isto , o coeficiente de atenuao do tecido determinado a partir de um nmero finito de dados. Deste modo, certas regras devem ser obedecidas, caso contrrio sero produzidas distores na imagem sem correspondente na radiografia clssica [63]. A terceira a imagem digital. Os principais parmetros que descrevem fisicamente a imagem de TC so a resoluo espacial de alto contraste (nitidez de detalhe), a resoluo de baixo contraste (sensibilidade de contraste) e os artefatos de imagem. Alm disso, dois fatores chave interferem na qualidade da imagem mdica e na segurana: o tempo de aquisio de dados e a dose de irradiao por imagem. Comparada radiografia convencional, as imagens por TC apresentam melhor sensibilidade de contraste (resoluo de baixo contraste) , maior perda de nitidez de detalhe, alm de mais rudo e artefatos. Quanto ao tempo de aquisio de dados, embora redues significativas tenham ocorrido ao longo dos trinta anos alcanando 0,5 s por revoluo do tubo, maior do que o tempo de exposio nas radiografias convencionais. As doses de radiao por exame so ainda sensivelmente maiores.

ftons que atinge o detector. Este ltimo determinado pela tenso aplicada ao tubo, pela corrente no tubo, pelo filtro fsico, a espessura do corte, a espessura e composio da regio do corpo em estudo e pelo algoritmo de reconstruo, principalmente do ncleo de convoluo [2].

c) Resoluo Espacial Resoluo espacial a capacidade do sistema de mostrar detalhes finos de alto contraste, acima de 10% [100]. A resoluo espacial pode ser descrita como a menor distncia entre dois objetos pequenos que podem ser visibilizados na imagem. Na TC encontra-se na faixa de 0,7 mm a 2,0 mm. Muitos fatores contribuem para a perda de nitidez e reduo da visibilidade de detalhe em TC, alguns controlveis pelo operador e outros caractersticos do projeto do tomgrafo. O fator mais significativo que leva perda de nitidez a espessura do raio da amostra ou a abertura da amostragem, visto que os detalhes anatmicos que se encontram dentro da espessura do raio no so distinguveis durante o processo de medir. A espessura dos raios determinada pela janela do detector, tamanho do ponto focal, deslocamento do ponto focal durante a medio de um perfil e o espaamento entre raios. Outro fator que influi na resoluo espacial o tamanho do voxel, que depende do campo de viso, tamanho da matriz e espessura de corte. Os filtros de reconstruo tambm contribuem para a resoluo espacial [100]. Deve-se estar ciente de que o menor detalhe que possa ser detectado em uma imagem de TC no corresponde necessariamente ao menor detalhe que possa ser visibilizado. Por exemplo: um detalhe de alto contraste em relao sua vizinhana e tamanho menor do que um voxel pode influenciar no nmero de TC do pixel (valor mdio do coeficiente linear de atenuao). Ele vai aparecer na imagem com um contraste relativamente visvel em relao aos pixels adjacentes.

a) Sensibilidade de contraste O grande avano da qualidade da imagem de TC sobre a radiografia convencional encontra-se na sensibilidade de contraste ou resoluo de baixo que determina o tamanho de detalhe que pode ser visivelmente reproduzido ainda que haja apenas uma pequena diferena na densidade relativa rea vizinha. Os fatores que contribuem para o alto grau de sensibilidade de contraste so: a imagem em planos sem a superposio de outras estruturas fora do plano, a seleo da janela que controla o contraste e o feixe de raios-X relativamente estreito que reduz a radiao espalhada. O principal fator de degradao da sensibilidade de contraste na imagem de TC o rudo de natureza estatstica.

d) Artefatos Artefato de imagem qualquer estrutura ou padro na imagem que no tem correspondente no objeto em estudo. Qualquer sistema de imagem apresenta artefatos. Em virtude do processo de formao da imagem , os artefatos em TC so bem distintos de outras modalidades de imagem, sendo identificados pela sua aparncia. A familiaridade com tais artefatos permite ao profissional experiente descontar subjetivamente a sua presena. Como fontes de artefatos tmse [111]: movimento do paciente (listras) objetos de alta atenuao (listras) "aliasing" (listras)IRD- 2002 6

b) Rudo O rudo aquele aspecto granulado observado na imagem de TC. resultado da natureza quntica do ftons de raios-X, que gera uma flutuao estatstica local nos nmeros de TC dos pixels da imagem de uma regio homognea do corpo. A magnitude do rudo determinada pelo desvio padro dos nmeros de TC sobre a regio de interesse (ROI) em um material homogneo. A fonte predominante de rudo a flutuao do nmero de ftons de raios X detectados, portanto depende da eficincia dos detectores e do fluxo deCurso: Tomografia Computadorizada: Formao da Imagem e Radioproteo

endurecimento do feixe (forma de clice) desbalanceamento dos detectores (anis) centralizao efeito de volume parcial

O rudo estritamente falando no deixa de ser um artefato.

qualidade da imagem no tocante aos artefatos devido ao movimento do paciente, quer voluntrio , quer involuntrio. Tempos mais longos requerem maior cooperao do paciente. Outra vantagem da aplicao de tempos mais curtos a possibilidade de estudos dinmicos e o acompanhamento cintico do meio de contraste.

b) Espessura de Corte A espessura nominal do corte, entre 1 a 10 mm, selecionada de acordo com o tamanho da estrutura ou da leso que se deseja estudar. Contudo, deve-se estar atento s implicaes da espessura de corte na qualidade de imagem e na dose de radiao para o paciente. Quanto mais larga a espessura de corte, menor ser o rudo e melhor a resoluo de baixo contraste. Entretanto, a imagem estar mais sujeita presena de artefatos de volume parcial. Por outro lado, as imagens de cortes mais finos apresentam melhor resoluo espacial. Se a espessura do corte muito fina , entre 1 e 2 mm, as imagens podem ser afetadas de modo significativo pelo rudo. Para a TC helicoidal, a espessura nominal representa a espessura efetiva do feixe de radiao no eixo de rotao e a espessura da imagem do corte vai depender do algoritmo de interpolao selecionado para a reconstruo da imagem.

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

A - Parmetros Relacionados Dose de Radiao

a) Fatores de Exposio Os 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 de exposio (s), os quais afetam tanto a qualidade de imagem como a dose de radiao para o paciente. Em geral, podem ser selecionados de um a trs valores de tenso aplicados ao tubo na faixa entre 100 a 140 kV. O valor selecionado da tenso deve contemplar a composio e a espessura da regio a ser analisada e o contraste desejado. Uma vez fixadas a tenso do tubo e a espessura de corte, a qualidade da imagem vai depender da exposio radiogrfica, produto da corrente no tubo de raios-X e tempo de exposio, expresso em mAs. O valor absoluto do mAs necessrio para uma certa imagem depender do filtro fsico, dos detectores e da distncia foco-detectores. Para um determinado modelo, aumentando-se a exposio melhora-se a resoluo de baixo contraste devido reduo do rudo, porm, por outro lado, aumenta-se a dose do paciente. A qualidade de imagem consistente com as indicaes clnicas deve ser atingida com a menor dose possvel para o paciente. Nos casos em que o baixo rudo da imagem crucial na obteo da informao, so aceitveis doses mais altas para o paciente. Apenas os tomgrafos mais modernos permitem a seleo de tempo de revoluo do tubo de raios-X. O tempo de exposio, durante a aquisio de dados, influencia aCurso: Tomografia Computadorizada: Formao da Imagem e Radioproteo

c) Incremento de Mesa Na TC seriada, a separao entre cortes, irradiado e de imagem, definida como o incremento da mesa menos a espessura nominal do corte, que so os parmetros selecionveis. Nos estudos clnicos, a separao entre cortes encontra-se na faixa de 0 a 10 mm se os cortes no so superpostos. Valores negativos significam que os cortes so superpostos. O espaamento entre cortes no influencia as caractersticas da imagem de um nico corte. Deve-se ter o cuidado de no deixar de visibilizar as leses que caem no intervalo entre os cortes. O intervalo entre cortes no deve exceder a metade do dimetro das leses suspeitas. Cortes bem separados so utilizados nos estudos dos sinais de doenas distribudos em todo o tecido. Os cortes seriados superpostos so utis nas reconstrues multiplanares ou tridimensionais, diminuindo a aparncia de degrau. Para um dado volume de investigao, quanto menor a separao entre cortes maior ser a dose local e a dose integral para o paciente. O aumento na dose local em razo da superposio dos perfis de dose de cortes adjacentes. J o que causa o aumento na dose integral o aumento do volume de tecido diretamente irradiado, como indicado pelo fator de empacotamento.

d) Passo ou Fator de Passo

IRD- 2002 7

Na TC helicoidal a separao entre cortes, durante a fase de exposio, dada pelo passo. O passo definido como a razo entre o deslocamento da mesa durante uma rotao completa do tubo e a espessura nominal de corte. Alguns fabricantes empregam o termo fator de passo, que o vocbulo que melhor o define, visto que o passo de uma hlice se refere distncia entre dois pontos, cujos ngulos polares 22. Na prtica mdica, seleciona-se o fator de passo com os valores entre 1 e 2. Valores menores do que 1 significam que os cortes irradiados so sobrepostos. Em termos de dose e imagem, a maioria dos parmetros da imagem so equivalentes se a regio investigada pela TC seriada contgua ou a TC helicoidal com passo = 1[57]. Para passo maior do que 1, a dose de radiao reduzida se comparada com a varredura contgua em srie, assim como a resoluo de baixo contraste da imagem. O similar na varredura helicoidal seriam cortes no contguos. Neste caso, na varredura helicoidal no h perda de registro das estruturas, o que ocorre no intervalo de separao entre os cortes na TC convencional. Se as imagens dos cortes so reconstrudas em intervalos iguais espessura nominal de corte e o fator de passo na aquisio maior do que 1,5, haver perda significativa na resoluo de baixo contraste da imagem final [109].

fixos, quanto maior o volume de investigao maior ser a dose para o paciente.

B - 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 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 reconstruo para uma regio menor do que no caso de um FOV mais extenso. Isto traz a vantagem de melhorar a resoluo espacial da imagem. Ao se selecionar o FOV deve ser ponderado se todas as regies com possveis sinais de doena foram includas. O FOV muito pequeno pode excluir sinais relevantes da doena. b) Algoritmo Matemtico O algoritmo de reconstruo composto de instrues matemticas para o clculo da imagem e as etapas principais so a convoluo dos perfis de atenuao e, posteriormente, a retroprojeo. O aspecto e as caractersticas da imagem de TC so fortemente dependentes do algoritmo selecionado, especificado pelo ncleo ou filtro de convoluo. O algoritmo de reconstruo selecionado conforme a indicao clnica e a rea em estudo. Os algoritmos padres ou de tecidos moles so os apropriados para a maioria dos exames. Existem outros tipos de algoritmos: alguns intensificam as bordas melhorando a resoluo espacial, apropriados para exibir a imagem detalhada do tecido sseo e do parnquima pulmonar; outros suavizam a imagem, diminuindo o rudo, levando, entretanto, a perda de nitidez.

Varredura convencional

Varreduras helicoidais Passo = 1 Passo = 1,5 d= 1,5 T d= T

Passo = 2 d= 2 T

T

d

T

d

Distncia percorrida pela mesa durante uma rotao do tubo de 360 (d) Passo = Espessura nominal do corte (T)

e) Inclinao do Gantry A inclinao do gantry definida como o ngulo entre o plano vertical e o plano formado pelo tubo de raios-X, o feixe de raios-X e o conjunto de elementos de deteco. O gantry, normalmente, permite inclinao de 25o a +25o Um ngulo diferente de zero pode ser apropriado para reduzir ou eliminar artefatos ou reduzir a dose de radiao em rgos ou tecidos radiosensveis. c) Algoritmo de Interpolao Para a reconstruo de imagens a partir da aquisio de dados em helicoidal, h dois tipos de interpolaes bsicas. Elas usam perfis de atenuao tomadas a meia rotao (180o) ou em uma rotao completa (360 o) do tubo nos dois lados do plano que se deseja a imagem. So indicados por termos claros como: >interpolao linear 180 = (IL 180 ), ou >interpolao linear 360 o = (IL 360) por alguns fabricantes. Outros fabricantes empregam uma terminologia prpria como > slim= ou > wide=, ou >interpolao 1= e >interpolao 2=. Alm desses dois tipos bsicos de interpolao linear, vrios sistemas possuem outros tipos de interpolaes. Algumas vezes elas so utilizadas como padro [24]. A interpolao linear 360 o que no o padro mais freqente, d origem a uma imagem do corte significantemente mais larga do que a correspondenteIRD- 2002 8

f) Volume de Investigao O volume de investigao o volume de imagem definido pelo incio e pelo fim da regio estudada. Deve-se cobrir todas as regies que tenham possibilidade de apresentar sinais de doenas para a indicao do exame. Considerando que todos os outros parmetros permaneamCurso: Tomografia Computadorizada: Formao da Imagem e Radioproteo

varredura axial padro usando o mesmo colimador de espessura de corte.

posio da janela definida como o valor do centro da janela usada para exibir o tom de cinza mdio, de modo que o observador seleciona-a de acordo com as caractersticas de atenuao da estrutura de interesse.

d) Algoritmos de Endurecimento de Feixe de Correo de Movimento A reconstruo das imagens pode ainda incorporar outras funes tais como: algoritmos de endurecimento de feixe para as investigaes da cabea, ombro ou pelve e algoritmo de correo de movimento para as varreduras de tronco. Elas so incorporadas como caractersticas padro, ou so fornecidas como opes de acordo com a preferncia do usurio.L W W L

N o TCL W

A

B

C

Largura da Janela Constante

e) Tamanho da Matriz de Reconstruo A 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 de reconstruo de menor tamanho.

Observao: Se os dados brutos de aquisio so armazenados e o processo de reconstruo posteriormente executado, diferentes caractersticas da imagem podem ser obtidas sem a irradiao adicional do paciente. Por exemplo: se se deseja analisar os tecidos moles e os detalhes das estruturas sseas, os dados brutos so chamados memria do computador, realizada a reconstruo com o algoritmo matemtico padro e, depois, imagens so reconstrudas com o algoritmo de intensificaao de bordas. Esta prtica de armazenar todos os dados brutos para depois realizar os processamentos matemticos no faz parte da rotina, visto que eles ocupam muito espao em disco ou memria.

O ajuste correto da janela tambm fundamental na anlise das formas das estruturas. Por causa dos artefatos de volume parcial, o nmero de TC da borda entre duas estruturas contguas igual a um valor intermedirio entre o valor do nmero de TC de cada estrutura. Isso d uma impresso tica de uma sombra acizentada no limite das superfcies. A resoluo espacial da forma das estruturas pode ser aperfeioada ajustando-se a janela de modo que as estruturas fiquem melhor visibilizadas. Janelas muito estreitas minimizam o efeito de penumbra e melhoram oticamente a estrutura em estudo [111]. Pelo que foi mostrado acima, o centro e a largura da janela determinam o contraste da imagem e o tamanho das estruturas na imagem.

g) Filtros ps-Processamento Em adio aos principais algoritmos de reconstruo que so aplicados aos dados iniciais de atenuao (dados brutos), muitos tomgrafos oferecem filtros psprocessamento que podem ser aplicados para suavizar ou intensificar a imagem final na tela do monitor. H uma larga variedade de tipos desses filtros.

f) Ajuste da Janela de Apresentao h) Fator de zoomW

A B C

No TC

W W

A

B Centro da Janela Constante

C

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 quele setor so redistribudos, por interpolao, por toda matriz de apresentao. O zoom auxilia a anlise de detalhes da imagem, acarretando, porm, a perda de nitidez.

Uma janela caracterizada pela sua largura e o seu centro da janela, expressos em UH. A largura 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 mais larga. Janelas mais estreitas so mais convenientes para mostrar tecidos especficos. ACurso: Tomografia Computadorizada: Formao da Imagem e Radioproteo

C - Prametros Clnicos O tamanho e a composio do paciente afetam os

IRD- 2002 9

aspectos caractersticos da imagem tomogrfica. Para uma dada exposio, as imagens de um paciente de grande porte apresentam mais rudo do que as imagens de pacientes de menor porte. Ento, espera-se que aumentando a dose de radiao poder-se- ter uma imagem melhor. Ocorre que a grande quantidade de tecido adiposo em pacientes obesos produz melhor delineao das estruturas do que ocorre com pacientes no obesos. Assim, a qualidade da imagem para o diagnstico pode ser adequada, embora com mais rudo. Portanto, aumentar a dose de radiao para pacientes obesos no regra geral. Por outro lado, pode no ser adequada a reduo de dose em pacientes caquticos, em razo da falta inerente de contraste do corpo [54]. As etapas de preparo do exame tambm concorrem para o sucesso da investigao. O paciente deve ser orientado a cooperar o mximo possvel durante o procedimento. Em geral, o paciente deve permanecer em supino. Um posicionamento especial pode ser til para reduzir os artefatos ou minimizar a exposio em rgos ou tecido mais radiosensveis. O paciente deve permanecer o mais imobilizado possvel. 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. Em exames de TC na regio pelvi-abdominal, deve ser prescrita a administrao de meio de contrate oral em intervalos de tempo e em dosagem apropriada indicao para opacificar as cavidades. A administrao de meio de contraste via retal pode ser necessria em alguns exames da pelve. Em alguns exames ginecolgicos, utiliza-se o tampo vaginal. A administrao de meio de contraste intravenoso necessria em alguns estudos e deve ser aplicada de forma apropriada indicao clnica, levando-se em considerao os fatores de risco [82]. Se for administrado meio de contraste intravenoso, o paciente deve fazer o exame em jejum, exceto de lquidos. Os rgos radiosensveis devem ser protegidos sempre que possvel, isto quando estiverem fora do campo de imagem, de 10 a 15 cm do volume de investigao. O protetor de gnadas masculino tem se mostrado eficaz. O mesmo no ocorre com os protetores das gnadas femininas [10, 86]. Uma radiografia de projeo de cortes necessria para definir o volume de varredura.

Grandezas Dosimtricas Usadas Em TCNa TC a fonte de irradiao em movimento rotacional produz, no interior da seo do corpo no paciente,distribuio de dose absorvida mais uniforme que a dos outros procedimentos da Radiologia Convencional onde a irradiao unidirecional [39, 63]. Os parmetros de exposio influenciam o valor da dose. J a distribuio espacial relativa da dose absorvida depende dos parmetros geomtricos da unidade, tais como o ngulo de abertura, distncia foco-centro de rotao e, fundamentalmente, da forma e composio do filtro moldado [17, 50, 51]. Por outro lado, o feixe de radiao em TC sendo muito fino, e a fonte de raios-X estando em movimento durante a exposio no permitem o uso dos instrumentos para medir radiao do mesmo modo que na Radiografia Convencional. Existe um grande nmero de grandezas propostas para a descrio do campo de radiao e a dose no paciente em TC [7,8, 17, 23, 24, 65, 70, 72, 88, 91, 93 ]. Em 1981, dois descritores de dose foram introduzidos pelo FDA [93]: o ndice de dose em tomografia computadorizada (CTDI) e a dose mdia em mltiplos cortes (MSAD). Eles deram origem s formas mais difundidas de descrio da dose. Vale ressaltar que, no comeo dos anos 80, o nico modo de varredura existente era a varredura seriada, ou seja, corte a corte. O CTDI definido como a razo entre a integral do perfil de dose em um nico corte (D1(z)) ao longo de uma linha infinita perpendicular ao plano tomogrfico e o produto da espessura nominal de corte (T) pelo nmero de cortes irradiados por varredura (n), ou seja:

A largura do perfil de dose absorvida, mesmo no ar, maior do que a espessura nominal de corte. Esta discrepncia mais acentuada quando se trata de varredura de cortes finos [24, 32, 47, 75, 88]. O valor estimado de CTDI representa o valor da dose em um elemento de volume devido exposio de um nico corte como se toda a dose absorvida do perfil fosse homogeneamente concentrada em um elemento de volume de tamanho igual a um elemento de seo de rea e espessura igual espessura nominal de corte. O CTDI pode ser estimado no ar ( TDIar , com pouca C contribuio de radiao espalhada), e no simulador (com a CTDI = 1 nT

D1 ( z ) dz

contribuio de radiao espalhada).

Curso: Tomografia Computadorizada: Formao da Imagem e Radioproteo IRD- 2002 10

A MSAD um descritor de dose local, definida para mltiplos cortes, de espessura nominal T e com separao (I) constante, como a dose mdia na seo efetiva do corte central ao longo de uma distncia entre dois cortes consecutivos (I), ou sejaI

prtico para fazer medidas para estimar CTDI utilizar uma cmara de ionizao do tipo lpis, de comprimento sensvel de 100 mm, projetada especialmente para TC [104]. Medida deste modo e com o intervalo de integrao de 100 mm, a 1 D( z )dz = CTDIideal T 1 5 cm D( z )dz = CTDI 10 cm T 5 cm1 D( z )dz = CTDIFDA T T 7Descritores de Dose - CTDI7T

MSAD =

1 I

I

D N , I ( z ) dz2

2

-

z

Se o nmero de cortes suficientemente grande, por exemplo 14 cortes [77], a contribuio da irradiao dos cortes mais longnquo no corte central desprezvel , portanto: T MSAD = CTDI . I Nos casos dos cortes serem contguos, tem-se: MSAD = CTDI Da prpria definio, a MSAD s possvel ser estimada em um simulador padro. O FDA tambm definiu que os simuladores padro seriam de cabea e de tronco [30]. A MSAD a grandeza recomendada pela American Association of Physicists in Medicine (AAPM) para os testes de aceitao [2]. Foi tambm a grandeza bsica em dois levantamentos de dose em exames de TC de crnio nos Estados Unidos. No primeiro, as estimativas foram realizadas na periferia do simulador [71], a 1 cm da borda e no segundo levantamento com as medidas no centro do simulador [18]. Os protocolos de medir, nos dois casos, estabeleciam a estimativa de CTDI, isto , medies de dose durante a exposio de varredura de um nico corte e a estimativa de MSAD usando as mesmas suposies que as utilizadas para o estabelecimento das equaes B.3 ou B.4. O FDA adotou uma definio particular para o CTDI, o CTDIFDA [30], para os testes de conformidade nos tomgrafos comercializados nos Estados Unidos. O CTDIFDA envolve a integrao de D1(z) sobre um intervalo equivalente a 14 vezes a espessura nominal do corte, em um simulador padro (cabea ou tronco). Ele expresso em termos da dose absorvida no PMMA. O intervalo escolhido se deu, provavelmente, pelo fato j aceito pelos especialistas de que 14 cortes seriam suficientes para estabelecer uma relao direta entre CTDI e MSAD. Como todos os fabricantes que comercializam tomgrafos nos Estados Unidos foram obrigados a reportarem os valores de CTDIFDA para todos os modos de operao, no centro do simulador e na periferia a 1 cm das bordas, foi gerada uma base de dados de dosimetria de TC. Esta grandeza, CTDIFDA, no entanto, no prtica de se medir porque o intervalo de integrao varia com a espessura nominal de corte. Na realidade, o modo maisCurso: Tomografia Computadorizada: Formao da Imagem e Radioproteo

10 cm

14 T

grandeza denominada de CTDI100 . De modo a simplificar os procedimentos de medir CTDIFDA e, ao mesmo tempo, permitir uma comparao entre os resultados de medies de dose nas diferentes verses de CTDI, foram determinados fatores de converso entre CTDI100,PMMA (intervalo de integrao de 100mm , medido e expresso no PPMA) e CTDIFDA para as diferentes espessuras de corte, simuladores (cabea ou tronco) e posies dentro do simulado [24, 62]. O CTDIar uma grandeza relacionada com o rendimento do tubo de raios-X do tomgrafo e adequada para os testes de constncia. Foi a grandeza bsica de medida da radiao nos levantamentos da prtica de TC nos pases da Europa [16, 33, 49, 83, 95, 97]. Por si s, o CTDIar no um bom indicador para fazer comparaes entre os nveis de radiao devido a tcnicas de exames entre diferentes modelos ou servios. Do mesmo modo, no serve como indicador do risco de radiao. A relao entre CTDIar e a dose efetiva, a grandeza de radioproteo relacionada ao risco devido radiao, varia de um fator de at 3 entre os diferentes modelos de tomgrafos [17, 97]. Estas diferenas so causadas pelos projetos dos tomgrafos que empregam diferentes desenhos e materiais de filtro moldado. Contudo, o CTDIar a grandeza operacional fundamental na dosimetria do paciente. A dose efetiva para um determinado protocolo de tcnica radiogrfica pode ser calculada a partir da medida de CTDIar e a utilizao dos coeficientes de converso para as doses em rgos. Estes coeficientes so determinados para cada modelo de tomgrafos, usando a tcnica de Monte Carlo e um simulador matemtico antropomrfico [52, 115]. Quando as medidas de radiao so realizadas ao ar livre, CTDI100,ar, o comprimento da cmara de ionizao suficiente para abranger todo o perfil de dose para as espessuras de corte tpicas das empregadas na clnica. Porm, se as medies so realizadas em simuladores dosimtricos, a radiao espalhada no seu interior modifica o formato da funo perfil de dose, alargando-o de muitasIRD- 2002 11

vezes o valor da espessura nominal do corte. Neste caso, o intervalo de 100 mm passa a ser insuficiente para cobrir todo o perfil axial de dose dentro do simulador para cortes mais espessos. A razo entre os valores de CTDIFDA e de CTDI 100 estimados no centro e a 1 cm da borda dos simuladores varia de at 4 vezes [17], entre os vrios modelos de tomgrafos, devido influncia dos filtros moldados na distribuio de dose no interior dos simuladores [17, 51]. Portanto, medir a radiao em apenas um ponto no caracteriza as diferenas na distribiuio de dose entre os diferentes modelos de tomgrfos. Leitz e colaboradores [65] propuseram uma grandeza prtica como indicadora de dose mdia em um nico corte, o ndice Ponderado de Dose em Tomografia Computadorizada, CTDIw. Presumindo que a dose no simulador diminui linearmente na direo radial, no sentido da superfcie ao centro, eles definiram CTDIw como: CTDIw = 1/3 CTDI100,C + 2/3 CTDI100, P onde, CTDI100,c representa a medida realizada no centro e CTDI100,p representa a mdia das medidas em quatro pontos diferentes em torno da periferia do simulador.

uma indicao clnica vlida. Como qualquer mtodo que envolve radiao ionizante, ao ser solicitado um exame de TC necessrio ponderar se o resultado desejado pode ser conseguido por outros mtodos acessveis e com um menor risco associado. Em muitos casos, as imagens por ultra-som (US) e ressonncia magntica (RM) apresentam-se como mtodos alternativos TC [22]. O valor alto da dose de radiao em TC exige cuidado especial na solicitao do exame em mulheres grvidas e crianas. Do mesmo modo, cuidados especiais devem ser tomados quando rgos ou tecidos mais radiosensveis so expostos. Os critrios de autorizao de uma solicitao de exame, nestes casos, devem ser mais restringentes. A seleo da tcnica de imagem mais adequada questo clnica , muitas vezes, tarefa no trivial frente rpida evoluo dos mtodos de imagem. A Organizao Mundial de Sade (OMS) [113, 114] e o Royal College of Radiology [90] tm publicado guias de orientao para mdicos solicitantes. Com isso, procuram evitar custos suprfluos para a sade, irradiaes desnecessrias aos pacientes e desgaste emocional dos pacientes e seus familiares. Os regulamentos tcnicos, por exemplo o da Inglaterra, exigem que um profissional qualificado, o mdico radiologista, aprove a necessidade do exame de TC, em razo das altas doses de radiao envolvidas. Com isto, ele assume toda a responsabilidade clnica do exame [89]. Nesta estrutura, o mdico radiologista e o mdico solicitante devem trabalhar em estreito contato a fim de estabelecer o procedimento mais apropriado para o paciente. No Brasil, a responsabilidade das vantagens, limitaes ou proibies da prtica radiolgica e dos riscos de radiao associados ao procedimento recaem sobre o mdico que prescreve ou solicita o exame [73] e sobre o mdico radiologista que realiza ou orienta o exame.

PRINCPIOS DE RADIOPROTEO E CRITRIOS DE QUALIDADE EM TC1 Princpios Bsicos de Radioproteo para Aplicaes Mdicas Os dois princpios bsicos de Radioproteo recomendados pela Comisso Internacional de Proteo Radiolgica (ICRP) para as exposies mdicas, so: a justificao da prtica e a otimizao da radioproteo, incluindo as consideraes de nveis de dose de referncia para Radiodiagnstico [41, 42, 43]. A nfase manter a dose para o paciente o mais baixa quanto razoavelmente exeqvel (princpio ALARA), compatvel com os padres aceitveis de qualidade de imagem. Esses princpios foram adotados no Regulamento Tcnico do Ministrio da Sade Diretrizes de Proteo Radiolgica em Radiodiagnstico Mdico e Odontolgico [73].

1.2 Otimizao da Radioproteo Justificada a solicitao do exame, o prximo passo da radioproteo otimizar o processo da imagem, isto , obter a informao clnica com a menor dose possvel. Em relao dose de radiao, a ICRP tem estimulado a aplicao de nveis de referncia para exames de Radiodiagnstico como subsdio otimizao da radioproteo nas exposies. Os nveis de referncia para o Radiodiagnstico servem como o limiar para desencadear uma investigao quando a dose de radiao estiver acima da situao tima e forem urgentes as aes de reduo de dose. Permitem, tambm, comparar as tcnicas de exames realizadosIRD- 2002 12

1.1 Justificao da Prtica O primeiro passo para a radioproteo a justificao da prtica, que na Radiologia est intimamente ligada ao grau de informao que pode ser extrado do estudo. A investigao radiolgica s justificvel se houverCurso: Tomografia Computadorizada: Formao da Imagem e Radioproteo

em diferentes servios e em diferentes modelos de equipamentos. Os nveis de referncia para Radiodiagnstico auxiliam apenas a identificao da prtica inadequada, no sendo bons indicadores do desempenho satisfatrio da imagem. Eles podem ser estabelecidos com base em levantamentos de dose em larga escala, levando em conta a variao de desempenho entre os diferentes servios e clnicas [40]. Esta abordagem foi aplicada com sucesso, na Inglaterra, para os exames mais freqentes de radiografia convencional. Para cada tipo de exame, o valor do nvel de referncia foi estabelecido pragmaticamente como o valor do terceiro quartil da distribuio das doses mdias de amostras representativas de pacientes de cada servio [89, 99]. Os servios com doses acima do terceiro quartil foram encorajados a investigar as causas e se ajustarem boa prtica. A informao clnica abrange duas fases: qualidade da imagem e qualidade da interpretao clnica. Mesmo aps um sculo da utilizao de procedimentos radiolgicos, quase impossvel definir de modo claro e sem equvocos a qualidade da imagem radiolgica. Como o desempenho dos equipamentos componente importante na cadeia da formao da imagem e a metodologia dos testes para verificao e constncia dos aspectos tcnicos e fsicos j esto estabelecidos, muitas vezes as estratgias de otimizao restringem-se ao programa de controle de qualidade do equipamento [21 ,106]. Stender e Stieve [102], em 1984, propuseram abordagem abrangente para avaliao da boa prtica de imagem diagnstica. Eles sistematizaram uma base para estabelecer critrios de qualidade para exames radiogrficos, com os requisitos fsicos, tcnicos e clnicos e apresentaram os primeiros critrios da qualidade para alguns exames radiogrficos [102,103]. O conceito de critrios da qualidade interligando os aspectos da qualidade diagnstica da imagem, dose de radiao ao paciente e tcnica de boa prtica foi reconhecido pelo Grupo de Radioproteo da CE que os adotou como base para uma infra-estrutura operacional de proteo radiolgica [92]. As orientaes referentes aos critrios da qualidade fornecem um apoio para a interpretao correta da imagem. Um processo coerente para o estabelecimento dos valores dos nveis de referncia para Radiodiagnstico foi apresentado por Moores [74]. A seqncia proposta : a partir do consenso dos requisitos mnimos da imagem clnica, procuram-se os parmetros da tcnica que produzam essas imagens, seleciona-se a que adequada rotina, considerando as alteraes decorrentes das diferenas de tamanho entre pacientes e o nvel de dose. O valor do nvel de dose de referncia ento estabelecido.

2 Critrios da Qualidade Em 1984, na CE, teve incio a formao de grupos de trabalhos para estabelecer diretrizes para a implantao de critrios da qualidade em vrias aplicaes da Radiologia [92]. O primeiro documento publicado foi na rea de radiografia convencional para adultos [26]. Logo aps foram apresentados critrios da qualidade para a radiografia convencional peditrica [27] e mais recentemente para TC em pacientes adultos [28]. Esto em andamento os grupos de estudos para TC peditrica e para os procedimentos radiolgicos intervencionistas. Tm sido realizados levantamentos cobrindo toda a Europa para verificar se os critrios propostos so adequados, compreensveis e exeqveis. Ao mesmo tempo, tais levantamentos fornecem informaes sobre o grau de desempenho das imagens mdicas no continente. Os resultados tambm tm sido teis para a reviso dos critrios da qualidade. At o momento j foram realizados dois levantamentos sobre a tcnica de radiografia convencional em adultos [68, 69] e um sobre TC [48, 53]. O Brasil participou de um desses levantamentos de radiografia convencional realizado em 1991 [68]. Os critrios da qualidade para o exame mamogrfico foram incorporados metodologia do Programa de Certificao do CBR em Mamografia [61].

2.1 O Documento EUR 16262 - Critrios da Qualidade em Tomografia Computadorizada O Documento EUR 16262 [28] apresenta as diretrizes da CE para os critrios da qualidade em TC. O objetivo do documento direcionar a prtica da TC no sentido de se obter imagens de qualidade aceitvel em todos os pases da Europa com dose de radiao, por exame, razoavelmente baixa. Ele se destina aos profissionais tcnicos e mdicos envolvidos na realizao do exame, aos que projetam tomgrafos computadorizados e acessrios, aos que fazem manuteno dos equipamentos, aos que especificam e compram equipamentos e s autoridades sanitrias. O Documento apresenta os critrios da qualidade para seis grupos de exames de TC: crnio, face e pescoo, coluna, trax, abdome e pelve, ossos e juntas. Cada grupo de exames subdividido nos exames mais freqentes de rgos especficos ou de partes do corpo:Grupo Crnio: Face e pescoo: Exames geral do crebro e base do crnio face e seios da face, osso petroso, rbitas, sela trcica e hipfise, glndulas salivares (partida e submandibular), faringe e laringe. estruturas vertebrais e para vertebrais, segmento lombar da coluna (herniao discal) e medula ssea.

Coluna:


Grupo Trax: Abdome e pelve: Ossos e juntas:

Exames trax geral, trax vasos do mediastino e trax alta resoluo abdome geral, fgado e bao, rins, pncreas, glndulas adrenais, e pelve geral. ossos da pelve e ossos do ombro

terminologia:A- Visualizao: B- Reproduo crtica: rgos e estruturas so detectveis no volume investigado. Os detalhes das estruturas para a indicao especfica so discriminados em um grau essencial para o diagnstico. Esto includos os termos: Detalhes de estruturas anatmicas so visveis, embora no estejam necessariamente bem definidos; detalhes emergentes; indcios Os detalhes anatmicos esto claramente definidos; detalhes evidentes.

B.1 - Reproduo:

Os critrios da qualidade so aplicveis a pacientes adultos de aproximadamente 70 kg e 1,70 m de altura, com indicaes comuns tcnica de TC. O Documento EUR 16262 deixa bem claro que esses critrios no so aplicveis a todos os casos. Para certas indicaes clnicas, imagens de qualidade inferior so aceitveis. Neste caso, a dose de radiao para o paciente deveria ser mais baixa. As recomendaes para cada exame so organizadas em: etapas preparatrias do exame, requisitos para o diagnstico especificando os critrios anatmicos, critrios de dose de radiao para o paciente, exemplos de tcnica para uma boa imagem, e condies clnicas que afetam a qualidade da imagem.

B.2 - Reproduo visualmente precisa:

Os parmetros fsicos da imagem so mensurveis por meio de simuladores e incluem rudo, resoluo de baixo contraste, resoluo espacial, linearidade, homogeneidade e estabilidade dos nmeros de TC e perfil de sensibilidade de corte. Os testes de rotina para avaliar a constncia do desempenho so especificados para os critrios fsicos da imagem, fazendo parte, portanto do programa de controle de qualidade do tomgrafo que os servios devem implementar [16, 73] a fim de garantir seu desempenho com qualidade satisfatria. c) Critrios de Dose de Radiao para o Paciente Quanto aos Critrios de Dose de Radiao para o Paciente, as diretrizes propem dois descritores de dose: o ndice ponderado de dose de TC (CTDIw) e o produto dosecomprimento (DLP): CTDIw aproximadamente a dose mdia sobre um nico corte, medido em um simulador padro dosimtrico de cabea (h) ou simulador padro de tronco (b), expressos em termos de dose absorvida no ar (mGy). Os simuladores padres dosimtricos so adotados pela International Electrotechnical Comission (IEC) [45]. O CTDIw definido como: CTDIw = 1/3 CTDI100,C + 2/3 CTDI100, P onde CTDI100,c representa o ndice de dose em tomografia computadorizada medido no centro do simulador com uma cmara de ionizao de 100 mm de comprimento ativo e CTDI100,p representa a mdia das medies nas mesmas condies, porm realizadas em quatro pontos diferentes em torno da periferia do simulador. A estimativa de CTDIw fornece um controle da tcnica de exposio, em especial do ajuste do mAs. DLP: tambm avaliado em simulador padro dosimtrico de cabea ou de tronco, expresso em termos de dose absorvida no ar - comprimento ( mGy cm). A monitorao do DLP fornece o controle do volume de irradiao e a dose total de um exame. O produto dose-comprimento para um exame completo:

a) Etapas Preparatrias do Exame As etapas preparatrias visam garantir a justificativa e o controle do exame, compreendendo: indicao do exame acompanhado dos exames anteriores, preparo do paciente e radiografia de planejamento dos cortes. b) Requisitos para o Diagnstico A qualidade da imagem de TC fundamental para o diagnstico correto. Para garant-la, necessrio um controle fsico da qualidade e um mtodo para avaliar a qualidade da imagem para o diagnstico. Assim, os requisitos para o diagnstico so apresentados como os critrios anatmicos da imagem e os critrios fsicos da imagem Os critrios anatmicos da imagem so os requisitos que devem ser atendidos quando so propostas questes clnicas especficas a fim de auxiliar o diagnstico. Eles levam em conta a visibilidade de estruturas anatmicas importantes que devem estar presentes na rea em estudo e o contraste entre os diferentes tecidos de interesse em funo da sua relao com a manifestao radiogrfica de uma doena, disfuno ou trauma. Se essas marcas anatmicas e o contraste entre os tecidos so bem visveis em uma imagem tomogrfica, ento a imagem ser capaz de apresentar os sinais da doena, quando presentes. Os requisitos para o diagnstico distinguem trs graus de visibilidade. Como at o momento no existem definies internacionalmente aceitas quanto aos termos que descrevam tais graus de visibilidade, adotou-se aCurso: Tomografia Computadorizada: Formao da Imagem e Radioproteo

IRD- 2002 14

DLP = i nCTDIw x C x N x T

(mGy cm)

onde i representa uma seqncia de corte do exame que compe parte do exame e N o nmero de cortes, cada um de espessura T (cm), nCTDIw CTDIw normalizado pela exposio radiogrfica ( As) e C exposio radiogrfica em mAs m utilizada na seqncia. No caso de varredura helicoidal, o produto dosecomprimento : DLP = i nCTDIw x Tx A x t (mGy cm)

TC helicoidal, o campo de viso (FOV), a inclinao do gantry, a tenso aplicada ao tubo de raio X (kV), a exposio radiogrfica (mAs), o algoritmo de reconstruo, a seleo da janela para a exibio da imagem de interesse e os meios adicionais de proteo.

e)

Condies Clnicas com Impacto no Bom Desempenho da Imagem

onde i cada seqncia helicoidal que compe um exame, T a espessura nominal do corte irradiado (cm), A a corrente do tubo (mA) e t o tempo total de aquisio (s) para a seqncia. O valor do nCTDIw determinado para um nico corte como em uma varredura serial. A monitorao de DLP fornece o controle do volume de irradiao e a exposio total de um exame. O CTDIw e o DLP formam a base das grandezas que expressariam os nveis de dose de referncia para a TC . No Brasil, o descritor dose mdia em mltiplos cortes (MSAD) foi adotado para expressar o nvel de referncia em TC [73] [108], seguindo as recomendaes do Basic Safety Standard (BSS) da Agncia Internacional de Energia Atmica (IAEA) [40]. As definies e detalhes desses descritores de dose esto descritos no Apndice B. O presente trabalho considera as grandezas CTDIw e o DLP como as que expressam os critrios de dose para uma boa prtica. Os nveis de dose dependem da tcnica radiogrfica, dos equipamentos e das caractersticas clnicas e fsicas do paciente [79]. Os valores para os critrios de dose da CE foram obtidos a partir de dois levantamentos abrangentes de dose. O primeiro foi no incio dos anos 90 na Inglaterra para os exames de rotina [95, 97] e o segundo foi um estudo piloto dos critrios de imagem para alguns exames (seios da face, segmento lombar da coluna, trax alta resoluo, fgado e bao, e ossos da pelve) [48].

Descrevem as condies do paciente e as particularidades tcnicas que exigem a ateno e a interveno do operador. So categorizadas em: movimento do paciente, administrao de meio de contraste intravenoso, problemas e armadilhas da imagem e modificao relevante da tcnica.

2.2 Critrios da Qualidade para os Exames Crnio Rotina e Abdome Rotina A seguir sero transcritos os critrios da qualidade para os exames de crnio rotina e abdome rotina propostos pelo Documento EUR 16262 [28].

d) Exemplos de Tcnica de Boa Imagem Os Exemplos de Tcnica de Boa Imagem fornecem os parmetros de tcnica de TC que facilitariam o cumprimento dos requisitos de diagnstico e de dose de radiao para o paciente. Se estes requisitos no forem cumpridos, ento os exemplos de tcnica de boa imagem podem ser usados como um guia para alcan-los. Os parmetros que contribuem para o cumprimento dos Requisitos para o Diagnstico e os Critrios de Dose de Radiao para o Paciente so: a posio do paciente, o volume de investigao, a espessura nominal de corte, a separao entre cortes para TC seriada ou o fator de passo na Curso: Tomografia Computadorizada: Formao da Imagem e Radioproteo IRD- 2002 15

CRNIO, GERAL Etapas preparatrias: Indicaes: leses traumticas, e doena estrutural suspeita ou conhecida, focalizada ou difusa, do crebro, quando RM contraindicada ou no disponvel. Investigaes preliminares convenientes: exame clnico neurolgico; RM freqentemente um exame alternativo sem dose de radiao ionizante Preparao do paciente: informao a respeito do procedimento; restrio de comida. mas no de lquido, se for administrado meio de contraste intravenoso

Radiografia para o planejamento de cortes: lateral - da base do crnio ao vrtex; em pacientes com mltiplos ferimentos da coluna cervical ao vrtex 1. REQUISITOS PARA O DIAGNSTICO Critrios da Imagem: 1.1 1.1.1 1.1.2 1.1.3 1.1.4 1.1.5 1.2 1.2.1 1.2.2 1.2.3 1.2.4 1.2.5 1.2.6 2. 2.1 2.2 3. 3.0 3.1 3.2 3.3 3.4 Visualizao de: Todo o crebro Todo o cerebelo Toda calota craniana Ossos da base Vasos aps meio de contraste intravenoso Reproduo crtica Reproduo visualmente precisa da borda entre a substncia branca e substncia cinzenta Reproduo visualmente precisa do gnglio basilar Reproduo visualmente precisa do sistema ventricular Reproduo visualmente precisa do espao do liquor cerebroespinal em torno do mesencfalo Reproduo visualmente precisa do espao do liquor cerebroespinal sobre o crebro Reproduo visualmente precisa dos grandes vasos e do plexo coride aps meio de contraste intravenoso CRITRIOS DE DOSE DE RADIAO PARA O PACIENTE CTDIw crnio rotina DLP crnio rotina : : 60 mGy 1050 mGy cm

EXEMPLOS DE TCNICA DE BOA IMAGEM Posio do paciente Volume de investigao Espessura nominal de corte Separao entre cortes/passo FOV : : : : : Supina do formen magno ao vrtex do crnio 2-5 mm na fossa posterior; 5-10 mm nos hemisfrios Contguos ou passo = 1 Tamanho da cabea (cerca de 24 cm)


3.5

Inclinao do gantry

:

+10-12 acima da linha da orbito-meato(OM) para reduzir a exposio no cristalino dos olhos Padro Deve ser o mais baixo consistente com a qualidade da imagem requerida Tecido mole 0 - 90 UH (crebro supratentorial) 140 - 160 UH (crebro na fossa posterior) 2.000 - 3.000 UH (ossos) 40 - 45 UH (crebro supratentorial) 30 - 40 UH (crebro na fossa posterior) 200 - 400 UH (ossos)

3.6 3.7

Tenso no tubo de raios-X (kV) Produto corrente no tubo e tempo de exposio (mAs) Algoritmo de reconstruo Largura da janela

: :

3.8 3.9

: :

3.10

Posio da janela

:

4. CONDIES CLNICAS COM IMPACTO NO DESEMPENHO DA BOA IMAGEM 4.1 Movimento artefato de movimento deteriora a qualidade da imagem (evitase imobilizando a cabea ou sedando os pacientes no cooperativos) ajuda a identificar as estruturas vasculares, reala as leses e as alteraes da barreira sangue-crebro deve-se preferir uma dose dupla com varredura de retardo para melhor delinear metstase ou leses da SIDA Calcificaes versus realce por contraste Artefatos de endurecimento do osso interpetroso Anormalia sutil pode ser checada com cortes na rea da doena suspeita, antes de contemplar a administrao de contraste.

4.2

Meio de contraste intravenoso

-

4.3

Problemas e armadilhas

-

4.4

Modificao da tcnca


ABDOME, GERALEtapas preparatrias: Indicaes: leses inflamatrias, formao de abcesso, alterao estrutural ou leses que ocupam espaos do abdome e retroperitnio, suspeita ou conhecida, alteraes de vasos principais tais como aneurisma e leses traumticas, e como guia de bipsia Investigaes preliminares convenientes: ultra-sonografia e/ou radiografia do abdome. A RM podeser um exame alternativo em relao ao espao retroperitonial Preparao do paciente: informao a respeito do procedimento; eliminar resduos de meio de contraste de alta densidade investigaes prvias; aplicao oral de meio de contraste para contrastar o intestino; restrio de comida. mas no de lquido, se for administrado meio de contraste intravenoso Radiografia para o planejamento de cortes: frontal do trax inferior pelve

-

-

1. REQUISITOS PARA O DIAGNSTICO Critrios de Imagem: 1.1 1.1.1 1.1.2 1.1.3 1.1.4 1.1.5 1.1.6 1.2 1.2.1 1.2.2 1.2.3 1.2.4 1.2.5 1.2.6 1.2.7 1.2.8 1.2.9 1.2.10 1.2.11 1.2.12 1.2.13 2. 2.1 2.2 3. 3.0 Visualizao de: Diafragma Todo fgado e bao Outros rgos parenquimatosos retroperitonial (pncreas, rins) Aorta abdominal e a parte proximal das artrias ilacas comum Parede abdominal incluindo todas as herniaes Vasos aps meio de contraste intravenoso Reproduo crtica Reproduo visualmente precisa do parnquima heptico e vasos intra-hepticos Reproduo visualmente precisa do parnquima esplnico Reproduo visualmente precisa do intestino Reproduo visualmente precisa do espao retroperitoneal perivascular Reproduo visualmente precisa dos contornos do pncreas Reproduo visualmente precisa do duodeno Reproduo visualmente precisa dos rins e ureteres proximais Reproduo visualmente precisa da aorta Reproduo visualmente precisa da bifurcao da artica e arterias ilacas comum Reproduo dos linfonodos menor do que 15mm Reproduo dos ramos da aorta abdominal Reproduo visualmente precisa da veia cava Reproduo dos tributrios da veia cava em particular a veia renal CRITRIOS PARA DOSE DE RADIAO AO PACIENTE CTDIw PDC : : Abdome rotina: 35 mGy Abdome rotina: 800 mGy cm

EXEMPLOS DE TCNICA DE BOA IMAGEM Posio do paciente : Supina, com os braos no trax ou na altura da cabeaIRD- 2002 3


3.1 3.2

Volume de investigao Espessura nominal de corte

: :

Da parte superior do fgado bifurcao artica 7-10 mm; 4-5- mm somente para indicaes restritas (suspeita de pequenas leses ), seriada ou de preferncia helicoidal Contguos ou passo = 1; em investigaes rastreadas, por ex. nas leses traumticas 10 mm ou um passo de 1,2 - 2,0 Ajustado ao maior dimetro abdominal Nenhuma Padro Deve ser o mais baixo consistente com a qualidade de imagem requerida Padro ou tecido mole 150-600 UH (tecido mole) 2.000-3.000 UH (osso, se necessrio) 30-60 UH (exame intensificado) 0-30 UH (exame no intensificado) 400-600 UH (osso, se solicitado) Bolsa plumbfera para as gonadas masculina se a borda do volume de investigao se dista a menos de 1015 cm

3.3

Separao entre cortes / passo

:

3.4 3.5 3.6 3.7

FOV Inclinao do gantry Tenso no tubo de raios-X (kV) Produto corrente no tubo e tempo de exposio (mAs) Algoritmo de reconstruo Largura da janela

: : : :

3.8 3.9

: :

3.10

Posio da janela

:

3.11

Meios Proteo

:

4. CONDIES CLNICAS COM IMPACTO NO DESEMPENHO DA BOA IMAGEM 4.1 Movimento Artefato de movimento deteriora a qualidade da imagem. Evita-se pela tcnica padro de apnia; se no for possvel o modo alternativo fazer a varredura durante a respirao lenta Utilizado para diferenciar vasos e tecidos de rgos das estruturas adjacentes e para detectar leses parenquimatosas em rgos slidos partes no contrastadas do intestino pode simular tumores a delineao de rgos e estruturas pode ser fraca em pacientes caquticos com gordura intra e retroperitonial reduzida TC helicoidal que ajuda a eliminar os artefatos de movimento pode ser usado mostra as doenas vasculares ( TC angiografia) pode ser combinada cpm exames da pelve

4.2

Meio de contraste intravenoso

-

4.3

Problemas e armadilhas

-

4.4

Modificao da tcnca

-


REFRENCIAS(Observao:nem todas as referncias foram citadas nos textos apresentados)

A categorical course in physics.Technology update and quality improvement of diagnostic x-ray imaging equipment. RSNA 1996: 161-171. 12. Bogucki TM. Laser Cameras. IN: Gould RG, Boone JM.

1. Albrechtsen J, Hasen J, Jensen LC et al. Quality control and image quality criteria in computed tomography. Radiat Prot Dosim 1995; 57:125-126. 2. American Association of Physicists in Medicine. Specification and acceptance testing of computed tommography scanners - AAPM Report No. 39. New York:American Institute of Physicits; 1993. 3. American College of Radiology - ACR standard for performance of pediatric and adult thoracic computed tomography. [online] 1999 May 5 URL: http://www.acr.org consultado em 1999 Jun 25. 4. American College of Radiology - ACR standard of the performance of computed tomography in neuroradiologic imaging of adults and children. [online] 1999 May 5 URL: http://www.acr.org consultado em 1999 Jun 25. 5. American College of Radiology - ACR standard of the performance of computed tomography of abdomen and pelvis. [online] 1999 May 5 URL: http://www.acr.org consultado em 1999 Jun 25. 6. American College of Radiology - ACR Standard for diagnostic medical physcis performance monitoring of computed tomography. [online] 1999 May 5 URL: http://www.acr.org consultado em 1999 Jun 25. 7. Atherton JV, Huda, W. CT Doses in cylindrical phantoms . Phys Med Biol 1995; 40:891-911. 8. Atherton JV, Huda, W. Energy imparted and effective doses in computed tomography. Med Phys 1996; 23:735-741. 9. Bahner ML, Reith W, Zuna I et al. Spiral CT versus incremental CT: is spiral CT superior in imaging of the brain? Eur Radiol 1998; 8:416-420. 10. Beaconsfield T, Nicholson R, Thornton A et al. Would thyroid and breast shielding be beneficial in CT of the head?. Eur Radiol 1998; 8:664-667. 11. Beck TJ. CT technology overview: State of the art and future directions.IN: Gould RG, Boone JM. editores. Syllabus:

editores.

Syllabus:

A

categorical

course

in

physics.Technology update and quality improvement of diagnostic x-ray imaging equipment. RSNA 1996: 195-201. 13. Brink JA, McFarland EG, Heiken JP. Helical/Spiral computed body tomography. Clin Radiol 1997; 52:489-503. 14. Calzado A, Rodrguez R, Munoz A. Quality criteria implementation for brain computed tomography examinations. Radiat Prot Dosim 1999; 80:65-68 15. Carlos MT, Peixoto JE, Koch HA et al. Proposal of a CT accreditaion program in Brazil. Programme and book of abstracts of workshop on quality criteria for computed tomography; 1998 Nov 13-14; Aarhus, Denamark; 1998. p. p1. 16. Carvalho AF, Oliveira AD, Alves J et al. Qualiy control in computed tomography performed in Portugal and Denamark. Radiat Prot Dosim 1995; 57:333-337. 17. Christensen JJ, Jessen LC, Jessen KA et al. Dosimetric investigation in computed tomography. Radiat Prot Dosim 1992; 43:233-236. 18. Conway BJ, McCrohan JL, Antonsen RG et al.Average radiation dose in standard CT examinations of the head: results of the 1990 NEXT survey. Radiology 1992; 184:135140. 19. Cormack AM. Early two-dimensional reconstruction and recent topics stemming from it. Med Phys 1980; 7:277-282. 20. Crawford CR, King KF. Computed tomography scanning with simulatneous patient translation. Med Phys 1990; 17:967-968. 21. David, DEH. Protocolo para controle de qualidade em imagens de tomografia computadorizada. Dissertao de Mestrado em Cincias. Curitiba: Engenharia Eltrica e Informtica Industrial. Centro Federal de Tecnolgica do Paran, 1997. 22. Dixon AK. The appropriate use of computed tomography. Br J Radiol 1997; 70: S98-S105. Educao


23. Dixon RL, Ekstrand KE. A film dosimetry system for use in computed tomography. Radiology 1978; 127:255-258. 24. Edyvean S, Lewis MA, Carden JF et al. Type testing of CT scanners: methods and methodology for assessing imaging performance and dosimetry. MDA Evaluation Report MDA/98/25. London: Medical Devices Agency; 1998. 25. European Commission. Criteria for acceptability of radiological (including radiotherapy) and nuclear medicine installations. European Commission. Directorate-General Environment, Nuclear Safety and Civil Protection. EC- RP91 Publication Radiation Protection 91, 1997. 26. European Commission. European guidelines on quality criteria for diagnostic radiographic images, Report EUR 16260, 1996 27. European Commission. European guidelines on quality criteria for diagnostic radiographic images in paediatrics, Report EUR 16261, 1996. 28. European Commission. European guidelines on quality criteria for computed tomography, Report EUR 16262, 1999 29. Fewell TR, Shuping RE, Hawkins KR. Handbook of computed tomogaphy x-ray spectra. HHS Publication (FDA) 81-8162 1981. 30. Food and Drug Administration, Department of Health and Human. 21 CFR Part 1020: Diagnostic x-ray systems and their major components amendments to performance standard; Final rule. Federal Register, 49, 171: 1984. 31. Friedland GW, Thurber BD. The birth of CT. AJR 1996; 167:1265-1370 32. Gagne RM. Geometrical Phys 1989; 11:321-325. 33. Geleijns J, Broerse JJ, Zoetelief J et al. Patient dose and image quality for computed tomography in several Dutch hospitals. Radiat Prot Dosim 1995; 57:129-133. 34. Gmeiwieser J. Quality Assurance in abdominal computed tomography.In: Moores B M, Wall B F, Eriskat H, and Schibilla H eds. Optimisation of image quality and patient exposure in diagnostic radiology. London: Bristish Institute of Radiology; 1989; Report 20: 79-21.Curso: Tomografia Computadorizada: Formao da Imagem e Radioproteo

35. Goodnough DJ, Levy JR, Kasales C. Development of phantoms for spiral CT. J Comput Med Im Graph 1998; 22:247-255. 36. Gray JE, Anderson WF, Shaw CC et al. Multiformat video and laser cameras: history, design considerations, acceptance testing and quality control. Report of AAPM diagnostic x-ray imaging committee task group N. 1 a),b). Med Phys 1993; 20:427-438. 37. Gray JE, Lisk KG, Haddick DH et al. Test Pattern for Video Displays and Hard-copy Cameras. Radiology 1985; 154:519527. 38. Hounsfield GN. Computed medical imaging. Med Phys 1980; 7:283-290. 39. Huda W. CT dosimetry and risk estimates. Radiat Prot Dosim 1985; 12:241-249. 40. International Atomic Energy Agency. International basic safety standards for protection against ionizing radiation and for the safety of radiation sources.Vienna: International Atomic Energy Agency; 1996. (IAEA Safety Series No. 115) 41. International Commission on Radiological Protection. 1990 recommendations of the ICRP. ICRP Publication 60. Oxford: Pergamon Press; 1991. 42. International Commission on Radiological Protection. Protection of the patient in diagnostic radiology. ICRP Publication 34 Oxford: Pergamon Press; 1982. 43. International Commission on Radiological Protection. Radiological protection and safety in medicine ICRP Publication 73, Oxford: Pergamon Press, 1996.

aspects

of

computed

44. International Commission on Radiation Units and Measurements. Measurement of dose equivalents from external photon and electron radiations.ICRU Report 47. Bethseda: International Commission on Radiation Units and Measurements, 1992: 23. 45. International Electrotechnical Commission. IEC 1223-2-6: Evaluation and routine testing in medical imaging departments. Part 2-6: constancy tests - x-ray equipment for computed tomography. Geneva:Internacional Electrotechnical Commission, 1994. 46. Imaging Performance Assessment of CTScanner. MultIRD- 2002 21

tomography: sensitivity profile and exposure profile. Med

slice de 1999]

CT

scanner

[Online].1999;

URL:

Ultrasound CT MR 1994; 15:81-89. 57. Kalender WA, Polacin A. Physical performance characteristics of spiral CT scanning. Med Phys 1991; 18:910915. 58. Kalender WA, Seissler W, Klotz E et al. Spiral volumetric CT with single-breath-hold technique, continuous transport, and continuous scanner rotation. Radiology 1990; 176:181183. 59. Kalender WA, Wolf H, Suess C et al. Dose reduction in CT by on-line tube current control: principles and validation on phantoms and cadavers. Eur Radiol 1999; 9:323-328. 60. Keat N, Edyvean S. A comparison of fluoroscopic CT Systems, their applications and dosimetry. Abstratct of IPEM Meeting Dose London,29/06/99. 61. Koch HA, Azevedo CM, Boechat AL et al Radiologia da Mama - Qualidade em mamografia. Radiol Bras 1996; 15:252258 62. Knox HH, Gagne RM. Alternative methods of obtainig the computed tomography dose index. Health Physics 1996; 71:219-224. 63. Krestel E editor. Imaging systems for medical diagnostics. Berlin and Munich: Siemens Aktiengesellschaft; 1988. 64. Kuntz R, Skalej M, Stefanou A. Image quality of spiral CT versus conventional CT in routine brain imaging. Eur J Radiol 1998; 26: 235-240. 65. Leitz W, Axelsson B, Szendr G. Computed tomography Reduction in Diagnostic Radiology

http://www.sghphys.demon.co.uk [consultado em 20 de maio

47. Janeezek J, Pernieka F. The Measurement of CT scanner radiation dose profile using TL dosemeters. Radiat Prot Dosim 1995; 60:231-235. 48. Jessen KA. Presentation of Pilot Study. Dosimetric evaluation. Programme and book of abstracts of workshop on quality criteria for computed tomography; 1998 Nov 13-14; Aarhus, Denamark; 1998. p.5b. 49. Jessen KA, Christensen JJ, Jorgensen J et al. Determination of collective effective dose equivalent due to computed tomography in Denmark in 1989. Radiat Prot Dosim 1992; 43:37-51. 50. Jessen KA, Jorgensen J. The influence of patient size and shape on absolute computed tomographic numbers for different scanner systems . In: Moores B M, Wall B F, Eriskat H, and Schibilla H eds. Optimisation of image quality and patient exposure in diagnostic radiology. London: Bristish Institute of Radiology; 1989; Report 20:158-160. 51. Jones AP, Mott DJ. The effects of computed tomographic beam shaping filters and their design on the surface radiation dose and the distribution of noise within an image.In: Moores B M, Wall B F, Eriskat H, and Schibilla H eds. Optimisation of image quality and patient exposure in diagnostic radiology. London: Radiology; 1989; Report 20:160-163. 52. Jones DG, Shrimpton PC. Survey of CT pratice in the UK 1991 - part 3: Normalized organ doses calculed using Monte Carlo techniques. NRPB R250. London: HMSO; 199. Bristish Institute of

dose assessment - a practical approach. Radiat Prot Dosim 1995; 57:377-380. 66. Leitlinien der Bundesrztekammer zur Qualittssicherung

53. Jurik AG. Presentation of pilot study. Clinical evaluation. Programme and book of abstracts of workshop on quality criteria for computed tomography; 1998 Nov 13-14; Aarhus, Denamark; 1998. p.5a. 54. Jurik AG, Bongartz G, Golding SJ et al. The quality criteria for computed tomography. Radiat Prot Dosim 1999; 80:49-54. 55. Jurik AG, Jensen LC, Hansen J. Image quality and dose in computed tomography. Eur J Radiol 1997; 7:77-81.

in der Computertomographie. Dt. rzel. 89: Heft 49, 1992. 67. Liang Y, Kruger RA. Dual slice spiral versus single slice scanning: comparison of the physical performance of two computed tomography scnners. Med Phys 1996; 23:205-220. 68. Maccia C, Ariche-Cohen M, Severo C et al. The 1991 trial on quality criteria for diagnostic radiographic images. Report XII/221/93. Brussels, CEC; 1993. 69. Maccia C, Wall BF, Padovani R et al. Results of a trial set

56. Kalender WA. Techical foundations of spiral CT. Semin Curso: Tomografia Computadorizada: Formao da Imagem e Radioproteo IRD- 2002 22

up by a study group of the radiation protection programme of In: Moores B M, Wall B F, Eriskat H, and Schibilla H eds. Optimisation of image quality and patient exposure in diagnostic radiology. London: Radiology; 1989; Report 20: 70. MacGhee PL, Humphreys S. Radiation dose associated with spiral computed tomography. Canadian Ass of Radiol Journal 1994; 45:124-129. 71. McCrohan JL, Patterson JF, Gagne RM et al. Average radiation doses in a standard head examination for 250 CT systems . Radiology 1987; 163:263-268. 72. McCullong EC, Payne JT. Patient dosage in computed tomography. Radiology 1978; 129:457-463. 73. Ministrio da Sade. Diretrizes de proteo radiolgica em radiodiagnstico mdico e odontolgico- Regulamento Tcnico do Ministrio da Sade. Portaria no. 453 de 01/06/98 publicada no Dirio Oficial da Unio 2 de Junho 1998 No.103. 74. Moores BM. CEC quality criteria for diagnostic radiographic images - basic concepts. Radiat Prot Dosim 1995; 57:105-110. 75. Mostrmu U, Ytterberg C. Spacial distribution of dose in computed tomography with special reference to thin-slice techniques. Acta Radiol 1987; 28:771-777. 76. Neves ALE. Qualidade da imagem em mamografia Anlise dos resultados do programa de certificao da qualidade em mamografia do Colgio Brasileiro de Radiologia. Dissertao de Mestrado em Medicina. Rio de Janeiro: Departamento de Radiologia da Faculdade de Medicina da Universidade Federal do Rio de Janeiro, 1997. 77. Norman GR, Streiner DL. Biostatistics, The bare essentials, Captulo 14, Advanced topics in regression and ANOVA. St. Louis: Mosby-Year Book, Inc; 1994. 78. Norman GR, Streiner DL. Biostatistics, The bare essentials, Captulo 15, Principal Components and Factor Analysis. St. Louis: Mosby-Year Book, Inc; 1994. 79. Olerud HM, Analysis of factor influencing patient doses from CT Norway. Radiat Prot Dosim 1997; 71: 123-133. 80. Olerud HM, Olsen JB, Skretting A. An anthropomorphic phantom for receiver operating characteristic studies in CTCurso: Tomografia Computadorizada: Formao da Imagem e Radioproteo

imaging of liver lesions. Br J Radiol 1999; 72:35-43. 81. Olerud HM, Saxebol G. Diagnostic radiology in Norway from 1983 to 1993 - Examination frequency and collective effective dose to patients. Radiat Prot Dosim 1997; 74: 247260. 82. Padhani AR, Watsonn CJE, Clementa L et al. Computed tomography in abdominal trauma: an audit of usage and image quality. Br J Radiol 1992; 65:397-402. 83. Panzer W, Scheurer C, Zankl M. Dose to patients in computed tomographic examinations: results and consequences from a field study in the Federal Republic of Germany. In: Moores B M, Wall B F, Eriskat H, and Schibilla H eds. Optimisation of image quality and patien

tomografia- imagem e radioproteção

Documents