A Imagem Radiológica

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1 A Imagem Radiológica Tânia Aparecida Correia Furquim 1 1 Introdução A imagem radiológica médica é formada a partir da atenuação de forma diferenciada das partes anatômicas distintas do paciente que se precisa irradiar. Cada tipo de material atenua de forma diferente a radiação X, o que permite a formação de uma imagem. O diagrama esquemático mostrado na Figura 1 mostra o caminho percorrido para a formação e manuseio de uma imagem radiológica. Figura 1 - Esquema de obtenção e manuseio de uma imagem radiológica Após interagir com o objeto de interesse, a radiação X forma uma imagem latente, de acordo com a atenuação causada em seu caminho, como mostra a Figura 2. 1 Física Médica do Instituto de Física da Universidade de São Paulo. Doutora em Tecnologia Nuclear - Aplicações (Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares - SP), Mestre em Biofísica (Instituto de Física da USP), Especialista em Radiologia Diagnóstica (Associação Brasileira de Física Médica) 1

2 Figura 2 - Atenuação diferenciada de objetos com diferentes características de espessura e densidades Essa imagem latente é coletada por um detector de raios X que pode ser filme radiológico (utilizado em radiologia de écran-filme), fósforo fotoestimulável (utilizado em radiologia computadorizada), câmara CDD, silício amorfo (a-si) e respectivo sistema eletrônico que captura essa informação (utilizados em radiologia digital). Depois de avaliada, essa imagem é armazenada, em forma de filme ou arquivo, de acordo com o formato em que a imagem foi adquirida. Uma vez adquirida, como analisar a sua qualidade dessa imagem? Quais os conceitos que devem ser considerados para classificar uma imagem como de boa qualidade? Os fenômenos físicos e químicos envolvidos na formação da imagem radiológica dependem do tipo de detector de que se utiliza - o que vai priorizar a visualização de determinado parâmetro de imagem. Isso ocorre porque os sinais que formam uma imagem estão relacionados à variação espacial da energia absorvida no detector. Os conceitos básicos que podem descrever uma imagem são: Contraste; Resolução espacial; Ruído. Como definir cada um destes conceitos? 2

3 1.1 Contraste O contraste em uma imagem está relacionado ao brilho ou escurecimento na imagem entre uma área de interesse e sua vizinhança de fundo. Contraste pode ser definido como a diferença fracional em alguma grandeza mensurável entre duas regiões de uma imagem 1. A Figura 3 ilustra bem como o contraste pode variar dependendo desta relação entre as densidades ópticas do objeto e da vizinhança. Apesar da densidade óptica do objeto circular no centro das imagens não variar, percebe-se que o contraste varia consideravelmente devido à variação da densidade óptica da vizinhança que o circunda. A diferença das densidades ópticas entre estas regiões é que possibilita a visualização de estruturas diferentes. Figura 3 - Variação de contraste de um objeto circular com mesma densidade óptica (tom de cinza) em diferentes densidades ópticas de sua vizinhança As diferenças entre tons de cinza são utilizadas como informação na imagem médica e servem para distinguir os diferentes tipos de tecidos, analisar as relações anatômicas e algumas vezes quantificar funções fisiológicas 1. Quanto maior a diferença entre os tons de cinza mais fácil é identificar as estruturas ou as interfaces entre elas. O contraste final em uma imagem pode ser resultado tanto das características do material do objeto que se quer obter a imagem quanto das propriedades físicas do detector que vai formar a imagem. Em radiologia, o contraste pode ser dividido em: 3

4 contraste radiográfico: está relacionado à região anatômica a ser irradiada e depende de suas características físicas, das diferenças de atenuação dos fótons de raios X entre cada parte e suas vizinhanças. Ao se selecionar uma tensão (kvp) no equipamento de raios X e a filtração total do feixe (espectro de raios X) que passa pelo paciente, haverá uma determinada atenuação, caracterizada pelo coeficiente de atenuação daquela parte irradiada, que fornece a quantidade de fótons que são absorvidos por aquele material e que influenciarão a imagem a ser formada. Os valores dos coeficientes de atenuação em geral diminuem com o aumento da energia do fóton incidente. contraste do detector: está associado à habilidade do receptor de imagem em converter o sinal que incide sobre ele em imagem, e depende de suas propriedades químicas, físicas, espessura entre outras. A Tabela 1 resume as influências que cada um destes contrastes sofre, de acordo com as propriedades das partes anatômicas ou detectores. Tabela 1 - Tipos de contraste com a etapa da produção de imagem está relacionado e quais as características influenciam Contraste radiográfico Contraste do detector Interações da radiação X Região anatômica de interesse receptor de imagem Características que influenciam número atômico efetivo (Z ef ) densidade (ρ, [g/cm 3 ]) densidade de elétrons espessura do material espectro de energia coeficiente de atenuação em massa (µ/ρ) composição química do material do detector espessura número atômico densidade eletrônica processos físicos pelos quais o detector converte o sinal de radiação em um sinal eletrônico, óptico ou fotográfico. Exemplos osso (Z ef 13) alto contraste mama (Z ef 7) baixo contraste diferenças de densidade óptica (no caso de filmes) brilho na imagem (intensificadores de imagem) amplitude de sinal (detectores eletrônicos) ou algum outro sinal eletrônico, óptico ou físico utilizado para representar a imagem. 4

5 Uma maneira de otimizar o contraste final é entender como a radiação X interage com as partes anatômicas de interesse e com o receptor de imagem. Com isso, pode-se obter o melhor contraste com a dose de radiação mais baixa ao paciente. A Figura 4 ilustra como a variação de contraste pode influenciar a visualização de detalhes na imagem. A Figura 4, a foto A possui alto contraste, a foto B possui um contraste ótimo para a visualização de um observador e a foto C possui baixo contraste. A B Figura 4 - Diferentes níveis de contraste em uma imagem, variando do alto contraste (A) ao baixo contraste (C), passando pela imagem com contraste ótimo (B). C Percebe-se que tanto com alto quanto com baixo contraste há perda de informação Meios de contraste Um recurso muitas vezes utilizado para melhorar o contraste entre estruturas com coeficientes de atenuação muito próximos, é a utilização de meios de contraste. Estes são materiais introduzidos na região a ser estudada, que possui um coeficiente de atenuação diferente da região vizinha da área de interesse, aumentando o contraste radiográfico. Isso ocorre, por exemplo, em estudos do sistema circulatório, quando um médico intervencionista quer obter imagens dos vasos sanguíneos, por exemplo. Neste caso pode-se utilizar contraste iodado para 5

6 que o sangue possa ter seu coeficiente de atenuação aumentado e permitindo ao médico uma melhor visualização do vaso. O bário pode ser outro meio de contraste, e pode ser utilizado no trato gastrointestinal, por exemplo. As bordas do trato gastrointestinal podem ser visualizadas com maior contraste, permitindo a identificação de ulcerações ou quaisquer rupturas que possam estar presentes. Outro meio de contraste que pode aumentar a atenuação dos fótons de raios X é o ar, que também pode ser utilizado em estudos do trato gastrointestinal. Um dos fatores que torna o ar um bom meio de contraste é o fato de possuir baixa densidade, o que pode auxiliar em muitos exames. Assim, o meio de contraste deve ser escolhido de acordo com a vizinhança que será inserida. A Tabela 2 mostra algumas características dos meios de contraste que podem determinar suas aplicações, devido à atenuação à radiação que podem causar. Meio de contraste Hydopaque (Iodine) Sulfato de bário Tabela 2 - Características de alguns meios de contraste 1 Densidade g/cm3 1,35 1,20 Composição 0,25 g C 18 H 26 I 3 O 9 + 0,5 g C 11 H 3 I 3 N 2 O 4 + 0,6 g água 450 g BaSO ml água Ar 0, % N % O 2 Número atômico I: 53 Ba: 56 Zef= 7,4 Aplicações Angiografia Estudos genitourinário Estudos gastrointestinais Estudos gastrointestinais Pneumoencefalografia Variação de contraste com o tipo de receptor de imagem Contraste e sistemas écran-filme O contraste da imagem também é influenciado pelas propriedades do receptor. A escolha do filme é fundamental para que se alcance o contraste adequado de uma determinada região anatômica a ser irradiada 2. Os observadores que preferem imagens com alto contraste devem optar por filmes cujas curvas características produzem maior contraste e latitude mais estreita. E os que preferem menos 6

7 contraste, devem optar por um com curva característica com menor contraste e maior latitude 3 (Figura 5). Lembrando as definições: Latitude (faixa dinâmica) do filme: faixa de exposição que produz densidades ópticas aceitáveis para visualização. Em geral, entre as densidades ópticas de 0,25 e 2,5.(Figura 5) Contraste do filme: quanto maior a inclinação da parte linear da curva característica do filme, maior o contraste que a mesma quantidade de exposição pode oferecer (Figura 6). Figura 5 - Latitude do filme. Quanto maior a inclinação da curva característica do filme, menor a latitude, e quanto menor a inclinação, maior a latitude. Figura 6 - Variação de contraste no filme com o mesmo valor de exposição e a representação na curva característica: quanto maior a inclinação da curva, maior o contraste e quanto menor a inclinação, menor o contraste. 7

8 Essas variações em contraste e latitude têm a resposta no filme radiográfico conforme mostra a Figura 7. Muitos tons de cinza com pequenas diferenças de densidade entre os passos Poucos tons de cinza com grandes diferenças de densidade entre os passos Figura 7 - Latitude e contraste: respostas no filme Contraste e detectores que produzem imagens digitais Os diferentes detectores podem transformar a energia incidente, que carrega a imagem latente, em um sinal de saída com diferentes eficiências, isto é, alguns vão cenverter melhor as doses em imagem. Nesse processo, a conversão do sinal de saída em imagem pode amplificar ou modificar o contraste do objeto 4. As curvas características de detectores que convertem o sinal em imagem digital podem ser vistos na Figura 8. Estas são lineares quando comparadas à curva de filmes, e a essa diferença em intensidade de sinal, entre o maior e o menor sinal que um sistema pode processar ou mostrar denomina-se faixa dinâmica. Figura 8 - Curvas características de detectores de sistemas digitais comparados a filmes 8

9 Alguns fatores podem influenciar a faixa dinâmica do detector, como por exemplo, o aumento do número de bits por pixel, em uma imagem digital aumenta a faixa dinâmica da imagem 5. Mas, o que são bits e pixels? Formalmente, uma imagem digital pode ser definida como uma função bidimensional, f(x,y), onde x e y são as coordenadas planas espaciais e a amplitude f em qualquer par de coordenadas (x, y) é chamada de intensidade ou nível de cinza da imagem naquele ponto 6. Assim, a imagem digital é representada por uma matriz, que possui um comprimento e uma largura, que dão a dimensão da imagem bidimensional, de tamanho M x N, como mostra o exemplo da Figura 9. A cada elemento de imagem (Picture elements pixel) dessa matriz é atribuído um valor numérico que lhe confere um nível de cinza; e alguns parâmetros da imagem digital vão depender do tamanho desta matriz, considerando-se o tamanho deste pixel e os espaçamentos entre eles (pitch). A menor unidade da informação que pode ser armazenada ou transmitida é chamada bit (BInary digit), com os possíveis valores 0 e 1. Um conjunto de 8 bits é chamado byte. Assim, as tonalidades de cinza nos pixels são representadas pelas diferentes configurações dos bytes. Pode-se associar o valor zero ao preto e o valor 1 ao branco, e as tonalidades intermediárias surgirão por combinações destes valores de acordo com a quantidade de valores a serem combinados, 2, 4, 8, e assim por diante. O número de bits por pixel é a profundidade de bit e, portanto, cada pixel terá uma quantidade de tons de cinza representada pela equação 1: C = 2 k Equação 1 Onde k é o número de bits. Assim, uma imagem com 4 bits seria representada por 16 tons de cinza e uma de 8 bits por 256. A tonalidade de cinza em um pixel particular será a combinação entre o preto e branco da profundidade de bits 9

10 Figura 9 - Representação da matriz de uma imagem digital Após a aquisição da imagem digital (raw ou bruta), o software de aquisição executa automaticamente vários passos de processamento (imagem processada). Assim, cada região da imagem pode ser alterada e apresentar um valor de tom de cinza diferente. Isso pode causar variações do contraste original no momento da aquisição da imagem. Além disso, ao se avaliar a imagem, softwares de pós-processamento podem alterar os valores dos pixels, conforme a necessidade de visualização do observador. Isso também muda o contraste na imagem. Uma variação possível é mudança da janela (window) que dá ao observador uma independência ao controlar o contraste e brilho na imagem. Como a imagem digital é representada por um intervalo de números (valores de tons de cinza) pode-se escolher uma largura da janela (window width, WW) dentro desse intervalo para controlar o contraste desejado na imagem. O centro desse intervalo escolhido é o nível da janela (window level, WL) e sua variação controla o brilho na imagem 7. O observador pode controlar tanto o WW quanto o WL e a combinação desses dois parâmetros determina o contraste na imagem, devido à variação dos valores de pixel (Figura 10), escolhido pelo observador. 10

11 Figura 10 - Influências da escolha da A. largura (WW), e B. nível (WL) da janela no contraste da imagem. Desta forma, como o contraste é variável, outro conceito torna-se mais significativo em imagens digitais para representar a qualidade da imagem: a razão contraste ruído. Esta pode ser definida como 4 mostra a equação 2: A - B RCR = Equação 2 σ Onde A e B são os valores médios do sinal em pequenas regiões da imagem e σ é a variação de sinal, isto é, o ruído na imagem (Figura 11). Assim, esse conceito tornase mais relevante que o próprio contraste para se considerarem as diferenças visuais na imagem. No exemplo apresentado na Figura 11 percebe-se duas regiões com diferentes tons de cinza, possibilitando um contraste da região ovalada. Ao se selecionar uma região de interesse (Region of Interest ROI), como mostrado na imagem com as ROIs 1 e 2, são apresentadas as seguintes informações: Avg: média dos valores de pixel neste ROI selecionado; Min: mínimo valor de pixel encontrado dentro deste ROI; 11

12 Max: máximo valor de pixel encontrado dentro deste ROI; Std.Dev: desvio padrão (σ) da média dos valores de pixel encontrados dentro deste ROI; Median: é a mediana dos valores de pixel encontrados neste ROI; Área selecionada: é o tamanho do ROI escolhido, em mm 2 e matriz selecionada; ROI 2 ROI 1 Figura 11 - Exemplo de como se pode considerar regiões para cálculo de razão contraste-ruído. Os valores de A e B são dados com Avg e σ como Std.Dev nos dados da imagem. Para se calcular a razão de contraste-ruído neste caso, considera-se: A = Avg da ROI 1 = 2029,64 B = Avg da ROI 2 = 1710,91 σ = Std.Dev da ROI 1 = 18,11 Aplicando-se a Equação 2, a razão contraste ruído será: 2029, ,91 318,73 RCR = = 18,11 18,11 RCR = 17,6 12

13 Com isso, pode-se notar que, quanto maior o ruído da vizinhança de uma região de interesse na imagem menor será a razão contraste-ruído, o que dificultará a visualização do objeto. 1.2 Resolução espacial O conceito de resolução espacial é definido como a habilidade do sistema em distinguir duas estruturas adjacentes que podem ser visualizadas separadas em uma imagem 8,9. Esta não é melhorada com o aumento da radiação aplicada ao detector; por outro lado, a radiação espalhada ou mesmo fótons de luz podem afetála, de maneira a reduzir a clareza da imagem 5. Um fator que afeta a resolução é o borramento da imagem, que ocorre devido à falta de definição da borda da estrutura de interesse e sua vizinhança. Isso faz com que a imagem perca a definição e pode ser causado por: movimento, fatores característicos do objeto, tamanho do ponto focal do tubo de raios X, radiação espalhada e limitações do receptor 8,10. A Figura 12 mostra, a partir de uma imagem normal (A) a variação de borramento devido à perda de resolução em uma imagem. Uma forma de quantificar a resolução espacial é utilizar um padrão de barras, onde estruturas radio-opacas e radiotransparentes se alternam de tal forma que a imagem apresenta pares de linhas. A unidade de medida da resolução espacial neste caso são pares de linha por milímetro (pl/mm), como mostra a Figura 13. O borramento prejudica a identificação dos pares de linha, fazendo com que se reduza a resolução espacial. Essa medição é feita considerando-se alto contraste, pois se houver baixo contraste ou muito ruído na imagem, pode-se não identificar as estruturas adequadamente. 13

14 A. B. C. D. Figura 12 - A. Imagem normal, B. Borramento por movimento, C. Borramento devido a limitações do detector, D. Imagem com muito borramento. Figura 13 Exemplo de um padrão de barras para medição de resolução espacial Uma medição mais sofisticada da resolução espacial é a função de transferência de modulação - FTM (ou Modulation transfer function MTF), que descreve a capacidade do detector em transferir a modulação do sinal de entrada em uma frequência espacial no sinal de saída. Assim, os objetos de diferentes tamanhos e 14

15 opacidades são mostrados na imagem com diferentes valores de tons de cinza 9. A FTM descreve a relação entre resolução e contraste em termos de frequência espacial. Desta forma, para que sejam representados detalhes grosseiros na imagem é suficiente uma frequência espacial baixa, enquanto que para descrever os detalhes e as bordas das estruturas anatômicas são necessárias frequências maiores Borramento devido ao receptor Sistemas écran filme Os filmes radiográficos possuem alta resolução espacial, especialmente aqueles dedicados a mamografia, pois possuem grãos da emulsão do filme menores. Porém, em sistemas écran-filme, os raios X interagem com o écran inicialmente, que converte os fótons de raios X em fótons de luz. Essa luz é difusa, o que causa aumento do tamanho do sinal, resultando em borramento na imagem formada no filme (Figura 14). objeto écran écran imagem Figura 14 - Diminuição de resolução na imagem com o alargamento do sinal de entrada devido à presença do écran, na formação da imagem de raios X com sistemas écran-filme. Os fatores que podem causar esse alargamento do sinal são: Espessura do écran; Tamanho das partículas que constituem o fósforo do écran; 15

16 Pigmentos que absorvem a luz no écran; Contato ruim entre écran e filme (Figura 15) Figura 15 - O contato ruim entre o écran e o filme causa borramento do sinal Sistemas de imagem digital Em radiologia digital, além dos fatores comuns ao sistema écran-filme, como movimento, tamanho do ponto focal e radiação espalhada, a resolução espacial é limitada pelo tamanho mínimo do pixel. De acordo com o Teorema de Nyquist, dado um tamanho de pixel x, a máxima resolução espacial alcançável seria x/2. Assim, o tamanho do pixel pode dificultar a visualização da imagem. A Figura 16 mostra as imagens com tamanhos de pixel variável: os maiores, como mostrado em A, B, e C, por exemplo, a identificação do objeto torna-se difícil. Conforme o tamanho do pixel vai reduzindo, os detalhes da imagem passam a ser visualizados. 16

17 Figura 16 - Efeito do tamanho do pixel na resolução da imagem 1.3 Ruído O ruído de uma imagem radiográfica pode ser definido como a quantidade de informação indesejável, isto é, que não é útil ao diagnóstico, uma vez que interfere na avaliação do observador. Este ruído ou mottle é uma variação aleatória indesejável do sinal incidente ao receptor de imagem Ruído em sistemas écran-filme Em sistemas écran-filme, as principais fontes de ruído radiográfico incluem 10 : Quantum mottle: causado pela variação aleatória de fótons de raios X absorvidos pelo receptor de imagem. Os sistemas mais rápidos são mais eficientes em absorver os fótons de raios X e transformar em determinada densidade óptica. Já os sistemas mais lentos, uma quantidade menor de 17

18 fótons é utilizada para formar a imagem o que permite uma flutuação na imagem, tornando-a mais ruidosa; Estrutura do écran: o aumento da sensibilidade do écran aumenta o ruído inerente, fazendo com que ocorram flutuações estatísticas da quantidade de luz produzida quando um fóton de raios X é absorvido; Grãos do filme: o aumento da sensibilidade do filme aumenta a absorção de luz produzida pelo écran, incluindo as flutuações estatísticas; Artefatos devido ao processamento de filme; Ruído de conversão de fótons de raios X em fótons de luz Ruído em sistemas que produzem imagens digitais O ruído pode ser definido como a incerteza ou imprecisão com que o sinal é gravado. Uma imagem que é gravada com poucos fótons de raios X geralmente tem um alto grau de incerteza e é muito ruidosa, enquanto que muitos fótons tornam a imagem mais precisa 1. Porém, muitos fótons podem estar associados com altas doses de radiação X. Em imagens digitais, o ruído pode ser quantificado de forma simples em termos do desvio padrão da quantidade de fótons que são gravados em uma área do receptor de imagem ou o desvio padrão do sinal da imagem. Porém, essa forma de análise não descreve espacialmente a distribuição do ruído, e para isso é melhor a descrição do espectro de potência de ruído (Noise Power Spectrum, NPS). Como o contraste na imagem digital é dinâmico devido a recursos de pósprocessamento de imagem, o ideal é a sua avaliação relacionada com o ruído na avaliação da qualidade da imagem, pois a visualização de detalhes em baixo contraste fica limitada à quantidade de ruído. A Figura 17 mostra como a informação pode ser perdida conforme o ruído na imagem aumenta. Assim, um parâmetro mais significativo para a avaliação da qualidade da imagem digital é a razão sinal ruído (RSR), uma vez que é uma grandeza útil para caracterizar o desempenho do detector quanto ao sinal e ao ruído. 18

19 A Figura 17 - A partir da imagem A há um aumento gradativo do ruído nas imagens. A eficiência quântica de detecção (detective quantum efficiency DQE) descreve a eficiência da transferência da RSR incidente em relação à SNR de saída. O efeito da variação da RSR na imagem pode ser vista na Figura 18. De forma prática, pode-se obter a razão sinal-ruído de uma imagem digital colocando-se uma região de interesse (region of interest - ROI), como mostrado na Figura 11, e dividindo-se a média dos valores de pixel dentro deste ROI (sinal) pela variação deste sinal (ruído), como mostra a equação 3. Média dos valores de pixel = desvio padrão RSR Equação 3 No exemplo da Figura 11, a RSR da ROI 2 é calculado como segue: 19

20 1710,91 RSR = = ,28 Figura 18 - Exemplo da variação da razão sinal-ruído em uma imagem com sinal constante com variação do ruído. A RSR é uma grandeza física que facilita processos de otimização para equilibrar qualidade de imagem e dose. Uma maneira de se caracterizar o sistema utilizado é a partir de obter a resposta do detector em termos de RSR com a dose, conforme mostra a Figura 19. Figura 19 - Gráfico exemplificando uma relação entre razão sinal-ruído (RSR) e dose, caracterizando um sistema de mamografia digital. 20

21 2. Fatores que alteram a qualidade de imagem A imagem radiológica pode ser afetada por uma quantidade grande de fatores que podem reduzir sua capacidade de fornecer um bom diagnóstico. Alguns fatores serão descritos aqui e outros podem ser percebidos na prática e são peculiares do lugar onde produz a imagem Tensão do tubo de raios X: O aumento da tensão (kvp) pode provocar: Redução do contraste; Ampliação da latitude em filmes, Aumento da radiação espalhada Menor dose de radiação ao paciente Assim, um estudo de otimização entre qualidade de imagem e dose ao paciente deve considerar a tensão adequada de acordo com o equipamento em questão, ao exame a ser realizado e ao paciente em particular. 2. Tempo de exposição O tempo longo de exposição pode causar movimento do paciente e consequentemente, borramento na imagem. De acordo com o exame, o melhor tempo de exposição deve ser considerado para processos de otimização. 3. Corrente do tubo de raios X Como a corrente do tubo de raios X é responsável pela intensidade de fótons no feixe, podendo causar maior enegrecimento na imagem, deve ser o parâmetro técnico a ser escolhido por último, para equilibrar o enegrecimento necessário. 4. Tamanho do ponto focal O tamanho do ponto focal é responsável pela resolução espacial, pois quanto menor ele for mais detalhes podem ser vistos na imagem. Em exames que precisam de 21

22 detalhes, como o de mamografia por exemplo, deve-se utilizar tubos de raios X que possuam ponto focal de 0,3 mm ou menor. 5. Colimação do feixe Quanto maior o tamanho do campo de radiação X, maior será o espalhamento e, consequentemente, tanto o contraste quanto a resolução espacial da imagem pode ser prejudicado. Além disso, a dose ao paciente também é maior devido à maior quantidade de tecidos irradiados. 6. Grades As grades são utilizadas para minimizar o espalhamento causado pelo paciente e que prejudica tanto a resolução quanto o contraste da imagem. A consequência de sua utilização é o aumento de dose ao paciente, pois se deve aumentar a corrente, para aumentar os fótons produzidos pelo tubo de raios X, tentando compensar os fótons absorvidos na grade. 7. Distância foco-filme Quanto maior a distância foco-filme menores o borramento, magnificação e distorção da imagem, e menor a dose no paciente. Isso pode levar a uma redução do contraste. 8. Combinação écran-filme Combinações de écran-filme rápidas, eficientes em converter fótons de raios X em luz, minimizam a dose ao paciente, borramento por movimento e geométrico, porém pode haver mais ruído. O écran sempre causa perda de detalhe, devido ao espalhamento do sinal, então, caso se queira um detalhe muito fino, não se utiliza o écran. Para obter uma imagem com qualidade diagnóstica, deve-se aumentar o mas aumentando a dose ao paciente. 22

23 9. Processamento de filmes Todo o cuidado em adquirir uma imagem de boa qualidade pode ser perdido se o último passo de formação da imagem não estiver controlado adequadamente. A temperatura não deve variar, uma vez que o aumento da temperatura em uma mesma velocidade de processamento pode reduzir o contraste. Um controle de qualidade rigoroso deve ser implementado diariamente - para garantir uma boa imagem. 10. Placas de imagem em sistemas de radiologia computadorizada As placas de imagem (PI) devem ser manuseadas com cuidado, pois podem causar artefatos devido à presença de poeira, riscos, rachaduras e problemas mecânicos. Vários outros fatores também podem prejudicar a qualidade da imagem, como a utilização de monitores que não são preparados para uso médico e, com as características inadequadas à modalidade que se aplica ou mesmo a utilização de doses inadequadas que prejudicam a qualidade da imagem. A única maneira de se obter a melhor imagem radiológica, é aplicando processos de otimização de imagem, onde os parâmetros mais adequados para cada procedimento serão encontrados com a menor dose possível ao paciente. 23

24 Referências: 1 HASEGAWA, B. H. Medical X-Ray Imaging. 2 a. ed.,medical Physics Publishing Company, Madison, HENDEE, W. R., RITENOUR, E. R. Medical Imaging Physics. 2 a. ed, A John Wiley & Sons, New York, DENDY, P. P., HEATON, B. Physics for Diagnostic Radiology. 2 a. ed., Institute of Physics Publishing, Bristol e Philadelphia, BUSHBERG, J. T., SIEBERT, J. A., LEIDHOLDT, E. M., BOONE, J. M. The Essential Physics of Medical Imaging. 2 a. ed., Lippincott Williams & Wilkins, Philadelphia, FURQUIM, T. A. C. FURQUIM, COSTA, P. R. Garantia de qualidade em radiologia diagnóstica. Revista Brasileira de Física Médica, v. 3, n. 1, p , GONZALEZ, R. C., WOODS, R. E. Digital Imaging Processing. 2 a. ed, Prentice Hall, New Jersey, SEERAM, E. Digital Radiography An introduction. Delmar, New York, LANÇA, L., SILVA, A. Digital radiography detectors - A technical overview: Part 2. Radiography, v. 15, p , WILLIAMS, M. B., YAFFE, M. J. MAIDMENT, A. D. A., MARTIN, M. C., SEIBERT, J. A., PISANO, E. D. Image quality in digital mammography: image acquisition.j. Am. Coll. Radiol., v. 3, p , HAUS, A. G., YAFFE, M. J. Screen-film and digital mammography Image quality and radiation dose considerations. Radiologic Clinics of North America, v. 38, n. 4, p ,

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