LANA TAHARA TANIGUTI IMPACTO EM DOSE E QUALIDADE DE IMAGEM NA ESCOLHA DOS PARÂMETROS DE AQUISIÇÃO PARA EXAMES DE TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA

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1 LANA TAHARA TANIGUTI IMPACTO EM DOSE E QUALIDADE DE IMAGEM NA ESCOLHA DOS PARÂMETROS DE AQUISIÇÃO PARA EXAMES DE TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA Monografia apresentada ao Curso de Especialização em Física Médica do Radiodiagnóstico, Setor de Física Médica, Instituto Nacional de Câncer, como requisito parcial para a obtenção do título de especialista em Física Médica do Radiodiagnóstico. Orientador e Coordenador: Fernando Mecca Augusto Co-orientador: Thalis Leon de Ávila Saint Yves RIO DE JANEIRO 2013

2 FICHA CATALOGRÁFICA Taniguti, Lana Tahara IMPACTO EM DOSE E QUALIDADE DE IMAGEM NA ESCOLHA DOS PARÂMETROS DE AQUISIÇÃO PARA EXAMES DE TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA Rio de Janeiro, páginas Área de concentração: Física Médica. Orientador e Coordenador: Msc. Fernando Mecca Augusto Co-orientador: Msc. Thalis Leon de Ávila Saint Yves Monografia Instituto Nacional de Câncer. 1.Tomografia Computadorizada; 2. Otimização; 3. Metodologia quantitativa; 4. Redução de dose; 5. Qualidade de imagem

3 AGRADECIMENTOS Gostaria de agradecer: Primeiramente a Deus, o qual me deu a honra de conhecer e conviver com pessoas maravilhosas, aprender com profissionais espetaculares que me ensinaram não somente a parte técnica, mas a parte humana, proporcionando-me confiança e garra para enfrentar quaisquer desafios que surgirem. À toda equipe do setor de Física Médica, em especial ao Mecca pelo apoio em todas as situações; ao Thalis pelas discussões e exercícios, muitas vezes intermináveis; ao Leonardo Pacífico por compartilhar comigo esses dois anos inesquecíveis de minha vida; à Lúcia e Delano por me adotarem apesar de eu não fazer parte da família da Radioterapia; ao Thiago, Claudia, e toda a equipe da Radioterapia que além de companheiros incubaram um pouquinho do imenso amor deles pela física da radioterapia em mim; aos residentes, especializandos, aprimorandos, colegas de alojamento, em especial: Marília Becker, Anne Mota, Guilherme Bittencourt, Luis Fernando, e Juliana Simões que tornaram destes anos prazerosos e do Rio de Janeiro uma cidade da qual guardarei ótimas lembranças. À toda equipe da Medicina Nuclear, em especial ao Jorge Wagner pela oportunidade de aprender com os melhores da Medicina Nuclear, pelos conselhos, brigas e conversas, e que apesar da máscara ríspida demonstrou muito carinho paternal, perseverança e fé em minha capacidade; Ao Rafael, Márcia, Antonio Paulo e Janaína pela dedicação e carinho em me repassarem parte de suas experiências e conhecimentos, por acreditarem em meu trabalho e sempre me incentivarem; e sobretudo, à toda equipe de enfermagem, radiofarmacêuticos (e físico Eduardo), administrativos, técnicos, auxiliares, e médicos da Medicina Nuclear. Muito obrigada pelo carinho, ensinamentos e companheirismo! Aos meus pais, pelo carinho incondicional, pelas noites mal dormidas devido à preocupação com a distância, e, sobretudo pela confiança e suporte de meus sonhos, mesmo que muitas vezes contrários aos seus desejos. Por fim, agradeço ao André Tanikawa, à compreensão e apoio durante minha ausência, incentivo e conforto nos momentos de desânimo, e pelo amor incondicionável e independente das situações.

4 SUMÁRIO RESUMO V 1 INTRODUÇÃO MOTIVAÇÃO OBJETIVO FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA DOSE CTDI CTDI W CTDI VOL QUALIDADE DE IMAGEM Ruído Razão Sinal-Ruído PARÂMETROS DE AQUISIÇÃO DA IMAGEM TOMOGRÁFICA Tensão do tubo de raios X Exposição Colimação Espessura de corte Pitch Resolução MATERIAIS E MÉTODOS MATERIAIS DOSIMETRIA AVALIAÇÃO DA QUALIDADE DE IMAGEM METODOLOGIA DOSIMETRIA AVALIAÇÃO DA QUALIDADE DE IMAGEM RUÍDO E RAZÃO SINAL-RUÍDO RESULTADOS TENSÃO DO TUBO DE RAIOS X COLIMAÇÃO ESPESSURA DE CORTE PITCH... 25

5 4.5 RESOLUÇÃO DISCUSSÃO TENSÃO DO TUBO DE RAIOS X COLIMAÇÃO ESPESSURA DE CORTE PITCH RESOLUÇÃO CONCLUSÃO REFERÊNCIAS... 36

6 RESUMO IMPACTO EM DOSE E QUALIDADE DE IMAGEM NA ESCOLHA DOS PARÂMETROS DE AQUISIÇÃO PARA EXAMES DE TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA Objetivo: Quantificar impacto em dose e qualidade de imagem em diferentes escolhas de 6 parâmetros de aquisição: tensão, produto corrente-tempo, colimação, espessura de corte, pitch e modo de resolução. Material e Método: Para a dosimetria utilizou-se uma câmara de ionização Radcal 3cc tipo lápis e seu eletrômetro, devidamente calibrados, um phantom de acrílico da Nuclear Associates de 16cm de diâmetro, e para avaliação da qualidade de imagem o phantom CATPHAN 504 da The Phantom Laboratory. Resultados: Sob o aspecto de dose (CTDI vol ), sua dependência com a tensão apresentou-se uma relação quadrática, linear com o mas, decrescente com o aumento da colimação e do pitch, e independência com relação à escolha da espessura de corte e modo de resolução. Já, sob o aspecto de qualidade de imagem (razão sinal-ruído), houve uma relação linear com a tensão, proporcional a raiz quadrada do mas, decrescente com o aumento da colimação, da espessura de corte, do pitch e da utilização do modo de resolução high. Conclusão: Este trabalho evidenciou as consequências na alteração de 6 parâmetros de aquisição em termos de dose e qualidade de imagem, estudo essencial para utilização clínica correta do equipamento, e fundamental para implementação de um programa de otimização. Palavras-chave: Tomografia computadorizada, parâmetros, aquisição, crânio, dose, qualidade de imagem

7 1 INTRODUÇÃO

8 INTRODUÇÃO 7 1 INTRODUÇÃO 1.1 MOTIVAÇÃO O processo de otimização consiste em manter exposições potenciais, número de pessoas expostas e magnitude de doses individuais tão menores quanto razoavelmente exequíveis, considerando-se fatores econômicos e sociais [1]. Sua implementação em um serviço de tomografia computadorizada (TC) engloba diversas ações. Uma delas é a alteração dos parâmetros de aquisição, visando a redução de exposições médicas e ocupacionais sem o comprometimento da qualidade da imagem [2]. Visando isto, este trabalho objetivou quantificar a influência de seis parâmetros típicos de aquisição, sob o aspecto de dose e qualidade de imagem em exames de tomografia computadorizada de crânio adulto. 1.2 OBJETIVO O presente trabalho objetivou avaliar: a) A dependência dos seguintes parâmetros de aquisição, em termos de dose e qualidade de imagem: - tensão do tubo de raios X; - produto corrente-tempo, ou exposição; - colimação; - espessura de corte; - pitch; - resolução.

9 2 FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA

10 FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA 9 2 FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA 2.1 DOSE A representação de dose em tomografia computadorizada se faz por meio de índices de dose (CTDI Computed Tomography Dose Index). Tal grandeza indica a energia média absorvidado perfil de dose de uma aquisição axial, delimitada por uma colimação nominal, usualmente apresentada em unidades de mgy. [3] CTDI 100 Este parâmetro resume-se na quantificação do CTDI utilizando-se uma câmara de ionização tipo lápis de 3 cc e 100 mm. Assim, evita-se a superestimação de dose para espessuras de corte mais finas, podendo subestimar doses para espessuras de corte mais espessas. [4] Para cálculo do CTDI 100 utilizou-se a seguinte fórmula: CTDI = (1) Onde f câmara corresponde ao fator de calibração da câmara de ionização utilizada nas medições, f conversão ao fator de conversão mgy/mgy no ar (igual a 1), K ar à medida de kerma no ar dada pela leitura da câmara em mgy, N ao número de detectores e T à espessura do detector em mm. O produto N.T geralmente é denominado de colimação nominal do feixe. [4] CTDI W Como o CTDI varia conforme o campo de visão do feixe (FOV) realiza-se uma ponderação dos valores medidos no centro e nas periferias de um phantom cilíndrico para obtenção de um valor médio de dose num determinado FOV. [4] O cálculo do CTDI W é descrito pela equação 2.

11 FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA 10 CTDI =. CTDI +. CTDI (2) Onde CTDI 100,centro corresponde ao CTDI 100 medido no centro do phantom e CTDI 100,periferias nas periferias deste mesmo. [4] CTDI VOL Este parâmetro inclui a consideração dos intervalos de dose devido à sincronização da movimentação da mesa com a rotação do conjunto tubo de raios X e detectores, usualmente descrito como pitch. [4] O cálculo do CTDI VOL é descrito pela Equação 3. CTDI = (3) Onde o pitch é determinado como mostra a Equação 4. pitch = (4) 2.2 QUALIDADE DE IMAGEM Ruído Variação nos valores de número de CT (σ) referentes a uma região de interesse (ROI Region of Interest), atribuída principalmente ao caráter estatístico na produção dos raios X e sua interação com a matéria. [5] O ruído consiste em um dos principais fatores para o aumento de falsos positivos, correspondendo aqui um indicador da degradação da qualidade da imagem.

12 FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA Razão Sinal-Ruído Razão do valor médio dos pixels pelo ruído, compreendidos em uma mesma ROI. [5] A razão sinal-ruído, neste estudo, consiste em um indicador da qualidade da imagem, indicando uma relação da qualidade da imagem e sua degradação. 2.3 PARÂMETROS DE AQUISIÇÃO DA IMAGEM TOMOGRÁFICA Tensão do tubo de raios X Aumento nos valores de tensão para aquisição de imagens tomográficas contribui com a dose em uma porporção equivalente à potência de 2,5 da tensão. Geralmente tal procedimento acarreta em uma diminuição do ruído e o aumento da razão sinal-ruído. [6] Exposição O produto corrente-tempo consiste no principal responsável pela alteração no ruído na imagem final. Por meio do comportamento linear da dose com a exposição, e da fórmula de Brooks e DiChiro (1976), sabe-se o ruído é proporcional à raiz quadrada da exposição, conforme mostra a Equação 5. D D p. σ... h (5) Onde D correponde à dose, ao coeficiente de atenuação linear, d ao diâmetro do objeto, ao ruído, ao incremento de aquisição, b ao comprimento de varredura, e h à espessura de corte. [6]

13 FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA Colimação Tomógrafos geralmente possuem dois sistemas de colimação: um logo após o tubo de raios X dito como colimação primária, e outro junto aos detectores, dito como secundária ou pós-paciente. Tal sistema delimita o campo de exposição, e em conjunto com o sistema de detectores, determina a espessura de corte. Quanto menor a colimação, maior será a penumbra correspondente, tal efeito é conhecido como overbeaming. [6] Espessura de corte Por meio da fórmula de Brooks e DiChiro (1976), apresentada na Equação 5, sabe-se que o ruído possui um comportamento proporcional à raiz quadrada da espessura de corte. Como consequência, maiores espessuras de corte representam menores níveis de ruídos e maiores valores de razão sinal-ruído. Entretanto não é esperado alterações nos índices de dose ao desconsiderar o efeito overbeaming. [6] Pitch A dose (CTDI VOL ) possui uma dependência inversamente proporcional ao pitch, conforme mostra a Equação 3. Quanto à influência em termos de qualidade da imagem está relacionado ao algoritmo de interpolação utilizado, diminuindo a probabilidade de artefatos com a utilização de valores menores de pitch. Entretanto, valores menores de pitch acarretam em maiores tempos de exame, aumentando a probabilidade de aparecimento de artefatos por movimentação do paciente. [6] Resolução Os modos de resolução presentes neste equipamento em estudo consistem em disponibilização de combinações que garantem resoluções diferentes dependendo da seleção no momento de aquisição da imagem

14 FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA 13 tomográfica. Resolução standard garante 12 pares de linha/cm, enquanto que resolução high assume 15 pares de linha/cm.

15 3 MATERIAIS E MÉTODOS

16 MATERIAIS E MÉTODOS 15 3 MATERIAIS E MÉTODOS 3.1 MATERIAIS Todas as medidas experimentais apresentadas neste trabalho foram realizadas no tomógrafo computadorizado (TC) PHILIPS Brilliance 6 do Instituto Nacional de Câncer, Hospital das Clínicas I (HC I). [FIGURA 1] Instituto Nacional de Câncer (INCa HC I RJ) (A) TC PHILIPS Brilliance 6 (nº série: 3190) (B) FIGURA 1 - (A) LOCAL DE REALIZAÇÃO DAS MEDIDAS EXPERIMENTAIS, E (B) TC UTILIZADO DOSIMETRIA Para avaliação de dose, utilizou-se um fantoma de PMMA 1 da Nuclear Associates, diâmetro de 16 cm, com 5 orifícios para inserção da câmara de ionização: 1 central e 4 periféricos, típico para avaliação de dose em crânio adulto [7]. Concomitante com o fantoma, utilizou-se um conjunto dosimétrico da Radcal composto por uma câmara de ionização, tipo lápis, volume de 3 cc, e comprimento de 10 cm, junto a um eletrômetro 9010, devidamente calibrados. [FIGURA 2] 1 Polimetilmetacrilato

17 MATERIAIS E MÉTODOS 16 Fantoma para dosimetria de crânio (Nuclear Associates) (A) Eletrômetro (Radcal) (B) Câmara de ionização 3cc, tipo lápis (Radcal) (C) FIGURA 2- INSTRUMENTAÇÃO UTILIZADA NA DOSIMETRIA, COMPOSTA POR: (A) FANTOMA, (B) ELETRÔMETRO, E (C) CÂMARA DE IONIZAÇÃO AVALIAÇÃO DA QUALIDADE DE IMAGEM Para avaliação da qualidade de imagem foi utilizado o fantoma CATPHAN, modelo 504, diâmetro de 15 cm, da The Phantom Laboratory. Este instrumento de teste permite a avaliação de diversos parâmetros de qualidade de imagem, entretanto para este estudo foi utilizado somente o padrão CTP486-2, para análise da uniformidade. [FIGURA 3]

18 MATERIAIS E MÉTODOS 17 Um motivo para escolha deste fantoma foi a geometria similar ao fantoma utilizado para avaliação da dose, reproduzindo a consideração adotada para simulação de um crânio adulto (~16 cm). Fantoma para avaliação da qualidade de imagem (The Phantom Laboratory CATPHAN - 504) FIGURA 3 - FANTOMA UTILIZADO NA AVALIAÇÃO DA QUALIDADE DA IMAGEM A análise das imagens foram realizadas na estação de trabalho do próprio tomógrafo onde houveram as aquisições. FIGURA 4 - ESTAÇÃO DE TRABALHO ONDE FORAM REALIZADAS AS ANÁLISES DE QUALIDADE DA IMAGEM

19 MATERIAIS E MÉTODOS METODOLOGIA Foram realizados um total de 19 combinações, variando a tensão do tubo de raios X, o produto corrente-tempo, a colimação, a espessura de corte, o pitch, e a resolução. A tabela X mostra os valores destes seis parâmetros operacionais avaliados neste estudo. TABELA 1 - VALORES DOS PARÂMETROS DE AQUISIÇÃO AVALIADOS NESTE ESTUDO Tensão [kvp] Exposição [mas] Colimação [mm] Espessura de corte [mm] Pitch Resolução x 1,5 3,0 0,417 Standard x 3,0 5,0 0,658 High 140 1,000 Para cada combinação, realizou-se a avaliação de dose e de qualidade da imagem, segundo metodologias descritas abaixo DOSIMETRIA Para aferição dos índices de dose em TC (CTDI 100, CTDI w, e CTDI vol ), baseou-se na metodologia descrita pelo relatório técnico nº 457 (IAEA, 2007) [8], cujo procedimento consiste em posicionar e alinhar o fantoma de PMMA sobre a mesa de exames, de forma que o orifício central se localize no isocentro do TC, e os orifícios periféricos estejam dispostos a 0, 3, 6 e 9 horas, conforme ilustrado pela FIGURA 5. Nesta, o feltro branco utilizado como base teve como propósito de auxiliar no posicionamento e estabilidade do fantoma durante as aquisições.

20 MATERIAIS E MÉTODOS 19 FIGURA 5 - POSICIONAMENTO E ALINHAMENTO DO FANTOMA PARA DOSIMETRIA Após o posicionamento do fantoma, posiciona-se a câmara de ionização (CI) no orifício de interesse, realiza-se uma exposição axial alinhada ao centro da CI [FIGURA 6], e se registra a leitura integrada desta. Tais leituras integradas, devidamente corrigidas pelos fatores de calibração da CI, resultam no valor de índice de dose em TC (CTDI 100 ). FIGURA 6 - POSICIONAMENTO E ALINHAMENTO DA CÂMARA DE IONIZAÇÃO NO FANTOMA PARA AFERIÇÃO DO CTDI 100

21 MATERIAIS E MÉTODOS 20 A partir dos valores de CTDI 100 adquiridos para cada protocolo de aquisição, calcula-se o índice de dose ponderado (CTDI w ), conforme indicado pela Equação 2 descrita anteriormente. Por fim, calcula-se o índice de dose volumétrica (CTDI vol ) através da Equação 3, apresentada anteriormente. O CTDI vol foi o índice de dose escolhido para representar a grandeza dose em tomografia computadorizada neste estudo, pois independe do comprimento de varredura, o qual não foi contemplado neste estudo, e acrescenta a análise volumétrica ao acrescer a consideração do pitch para aquisições helicoidais. [8] AVALIAÇÃO DA QUALIDADE DE IMAGEM foram: Os parâmetros de qualidade de imagem avaliados por este estudo - Ruído (R); - Razão Sinal-Ruído (RSR); RUÍDO E RAZÃO SINAL-RUÍDO Para cada imagem, realizou-se uma região de interesse (ROI), de diâmetro aproximado de 80 mm, centralizado ao plano central do padrão de uniformidade do CATPHAN, registrando os valores médios dos pixels ( ) e o desvio padrão ( ), ambos dados em unidades de Hounsfield (HU), correspondente ao sinal e o ruído respectivamente. Para cálculo da razão sinal-ruído faz-se: =

22 4 RESULTADOS

23 RESULTADOS 22 4 RESULTADOS 4.1 TENSÃO DO TUBO DE RAIOS X Figuras 7, 8, e 9 apresentam os resultados de dose [FIGURA 7], ruído [FIGURA 8], e razão sinal-ruído [FIGURA 9] para 90, 120 e 140 kv de tensão, fixos colimação em 6x1.5mm, 3mm de espessura de corte, de pitch e resolução standard. FIGURA 7 - GRÁFICOS DE ANÁLISE DE DOSE (CTDI VOL ) PARA DIFERENTES SELEÇÕES DE TENSÃO FIGURA 8 - GRÁFICOS DE ANÁLISE DO RUÍDO PARA DIFERENTES SELEÇÕES DE TENSÃO

24 RESULTADOS 23 FIGURA 9 - GRÁFICOS DE ANÁLISE DA RAZÃO SINAL-RUÍDO (RSR) PARA DIFERENTES SELEÇÕES DE TENSÃO 4.2 COLIMAÇÃO Figuras 10, 11, e 12 apresentam os resultados de dose [FIGURA 10], ruído [FIGURA 11], e razão sinal-ruído [FIGURA 12] para colimações de 6x1.5mm, e 6x3.0mm, fixos tensão em 120 kv, de pitch e resolução standard. FIGURA 10 - GRÁFICOS DE ANÁLISE DE DOSE (CTDI VOL ) PARA DIFERENTES SELEÇÕES DE COLIMAÇÃO

25 RESULTADOS 24 FIGURA 11 - GRÁFICOS DE ANÁLISE DO RUÍDO PARA DIFERENTES SELEÇÕES DE COLIMAÇÃO FIGURA 12 - GRÁFICOS DE ANÁLISE DA RAZÃO SINAL-RUÍDO (RSR) PARA DIFERENTES SELEÇÕES DE COLIMAÇÃO 4.3 ESPESSURA DE CORTE Figuras 13, e 14 apresentam os resultados de ruído [FIGURA 13], e razão sinal-ruído [FIGURA 14] para 3.0, 3.3 e 5,0 mm de espessura de corte, fixos tensão em 120 kv, colimação em 6x1.5 mm, pitch em e resolução standard. Não foi apresentado o gráfico de dose, pois os valores de dose medidos para as espessuras de corte de 3,0 e 5,0 mm foram muito similares, apresentando variação máxima de 15%.

26 RESULTADOS 25 FIGURA 13- GRÁFICOS DE ANÁLISE DO RUÍDO PARA DIFERENTES SELEÇÕES DE ESPESSURA DE CORTE FIGURA 14 - GRÁFICOS DE ANÁLISE DA RAZÃO SINAL-RUÍDO (RSR) PARA DIFERENTES SELEÇÕES DE ESPESSURA DE CORTE 4.4 PITCH Figuras 15, 16, e 17 apresentam os resultados de dose [FIGURA 15], ruído [FIGURA 16], e razão sinal-ruído [FIGURA 17] para e de pitch, fixos tensão em 120 kv, colimação em 6x1.5 mm, 3 mm de espessura de corte e resolução standard.

27 RESULTADOS 26 FIGURA 15 - GRÁFICOS DE ANÁLISE DE DOSE (CTDI VOL ) PARA DIFERENTES SELEÇÕES DE PITCH FIGURA 16 - GRÁFICOS DE ANÁLISE DO RUÍDO PARA DIFERENTES SELEÇÕES DE PITCH FIGURA 17 - GRÁFICOS DE ANÁLISE DA RAZÃO SINAL-RUÍDO (RSR) PARA DIFERENTES SELEÇÕES DE PITCH

28 RESULTADOS RESOLUÇÃO Figuras 18 e 19 apresentam os resultados de ruído [FIGURA 18], e razão sinalruído [FIGURA 19] para resoluções standard e high, fixos tensão em 120 kv, colimação em 6x1.5 mm, 3 mm de espessura de corte e 1,000 de pitch. Não foi apresentado o gráfico de dose, pois os valores de dose medidos para as resoluções standard e high foram muito similares, com estimativas iguais de CTDI vol pelo equipamento. FIGURA 18- GRÁFICOS DE ANÁLISE DO RUÍDO PARA DIFERENTES SELEÇÕES DE RESOLUÇÃO

29 RSR RESULTADOS ,8 3,6 3,4 3,2 3 2,8 2,6 2,4 y = 0,2943x 0,47 R² = 0,9925 y = 0,22x 0,4952 R² = 0,9943 2,2 2 Standard High mas FIGURA 19 - GRÁFICOS DE ANÁLISE DA RAZÃO SINAL-RUÍDO (RSR) PARA DIFERENTES SELEÇÕES DE RESOLUÇÃO

30 5 DISCUSSÃO

31 DISCUSSÃO 30 5 DISCUSSÃO 5.1 TENSÃO DO TUBO DE RAIOS X Conforme [9], a dose possui uma dependência quadrática com a tensão aplicada ao tubo de raios X. Este estudo observou, por meio do primeiro gráfico apresentado pela FIGURA 7, uma relação exponencial com potência constante e equivalente a 2,7. Variações no mas configuram coeficientes angulares diferentes, aparentemente maiores conforme se eleva o produto corrente-tempo. O segundo gráfico da FIGURA 7 mostra a linearidade da dose com o mas, equivalente a 2,7% para 90 kv e 2,1% para 120 e 140 kv. Observa-se que ao utilizar tensões maiores esperam-se doses mais elevadas administradas ao paciente. O ruído apresentou decaimentos similares com o aumento da tensão para diferentes valores de mas, conforme mostra o primeiro gráfico da FIGURA 8. Enquanto o segundo gráfico apresenta a dependência do ruído com a raiz quadrada do mas. A razão sinal-ruído apresentou comportamento linear com a tensão do tubo de raios X, como mostra o primeiro gráfico da FIGURA 9, enquanto que sua dependência com o mas se assemelhou ao observado para o ruído na FIGURA 8, ou seja, proporcional à raiz quadrada do mas, como apresentado pelo segundo gráfico da FIGURA 9. Considerando-se um protocolo hipotético para exames de tomografia computadorizada de crânio adulto, padronizado em 120 kv, 200 mas por corte, colimação 6x1,5mm, 3mm de espessura de corte, 0,658 de pitch e resolução standard. Se o exame for realizado com 90 kv reduz a dose em 55%, entretanto aumenta o ruído em 56% e diminui a razão sinal-ruído em 89%. Neste caso, a redução de dose foi menor que a degradação causada na imagem, ou seja, quantitativamente, não houve justificação na utilização de 90 kv como protocolo otimizado de tomografia computadorizada para exames de crânio adulto. Em contrapartida, se executado com 140 kv a dose eleva-se em 47%, ao passo que reduz o ruído em 17%, e aumenta a razão sinal-ruído em 60%. Por este motivo, em algumas situações alguns serviços justificam o aumento da dose com o

32 DISCUSSÃO 31 ganho na qualidade da imagem, principalmente para imageamento de pacientes obesos [6]. 5.2 COLIMAÇÃO Mudanças na seleção da colimação utilizada, mantendo-se fixo os outros parâmetros de aquisição, configuraram diferentes valores de dose, conforme mostra a FIGURA 10. Colimações maiores resultaram em leituras de exposição maiores, porém índices de dose (CTDI ar, CTDI w e CTDI vol ) menores, devido a sua normalização pelo valor da colimação (6x1,5 e 6x3,0) e a não correção pelo efeito overbeaming. A FIGURA 11 mostra que colimações maiores estão associadas à maiores níveis de ruído, principalmente devido ao aumento do espalhamento. Como consequência disto, maiores colimações resultaram em razões sinalruído menores, conforme apresentado pela FIGURA 12. Considerando-se um protocolo hipotético para exames de tomografia computadorizada de crânio adulto, padronizado em 120 kv, 200 mas por corte, colimação 6x1,5mm, 3mm de espessura de corte, 0,658 de pitch e resolução standard. Se o exame for realizado com uma colimação maior, no caso equivalente a 6x3,0mm, resultará em uma redução do índice de dose volumétrico (CTDI vol ) em 16%, aumentando o ruído em 13%, e diminuindo a razão sinal-ruído em 14%. Este caso retrata uma análise de viabilidade clínica do uso de maiores colimações para otimização da dose, pois apresentou maior benefício (redução da dose) em comparação à degradação na qualidade da imagem (aumento do ruído e consequente diminuição da razão sinal-ruído). 5.3 ESPESSURA DE CORTE A independência da dose com a espessura de corte está relacionada ao fato desta apenas determinar a reconstrução volumétrica na disponibilização da imagem

33 DISCUSSÃO 32 tomográfica. O parâmetro que determina o campo de exposição à radiação ionizante é a colimação, descrito no item anterior. Devido a isto, mudança na escolha da espessura de corte influenciará somente nos parâmetros referentes à avaliação da qualidade da imagem. Conforme apresentado pela FIGURA 13 e FIGURA 14, maiores valores de espessura de corte estão associadas à menores ruídos e razões sinal-ruído maiores. Considerando-se um protocolo hipotético para exames de tomografia computadorizada de crânio adulto, padronizado em 120 kv, 200 mas por corte, colimação 6x1,5mm, 3mm de espessura de corte, 0,658 de pitch e resolução standard. Se o exame for realizado com uma espessura de corte maior, no caso equivalente a 5,0mm, resultará em uma redução do ruído em 19%, aumentando a razão sinal-ruído em 25%. Apesar do aparente ganho na qualidade da imagem, sob o aspecto de ruído e razão sinal-ruído, escolha de espessuras de corte maiores diminuem a resolução espacial, ou seja, comprometem a distinção e visualização de estruturas menores. 5.4 PITCH Escolha de maiores pitch resultam em índices de dose volumétrica (CTDI vol ) menores, conforme se observa nos resultados apresentados na FIGURA 15. Em termos de qualidade de imagem, o uso de maior valor de pitch na aquisição apresentou sutil elevação dos níveis de ruído e consequente diminuição da razão sinal-ruído. Considerando-se um protocolo hipotético para exames de tomografia computadorizada de crânio adulto, padronizado em 120 kv, 200 mas por corte, colimação 6x1,5mm, 3mm de espessura de corte, 0,658 de pitch e resolução standard. Se o exame for realizado com um pitch maior, no caso equivalente a 1.000, resultará em uma redução de dose de 34%, associado a um aumento de 4% do ruído, e diminuição de 12% da razão sinal-ruído.

34 DISCUSSÃO 33 Aquisição de imagens tomográficas com valores de pitch maiores corresponde em uma das ações que mais impacta na redução da dose, principalmente para protocolos com maiores comprimentos de varredura como abdômen/pelve. Entretanto a perda na resolução espacial deve ser estudada para verificação de viabilidade clínica no estudo diagnóstico de estruturas. 5.5 RESOLUÇÃO A escolha do modo de resolução high resultou em maior resolução espacial, a custo de maiores níveis de ruído e razões sinal-ruído menores. Considerando-se um protocolo hipotético para exames de tomografia computadorizada de crânio adulto, padronizado em 120 kv, 200 mas por corte, colimação 6x1,5mm, 3mm de espessura de corte, 0,658 de pitch e resolução standard. Se o exame for realizado utilizando-se o modo de resolução high, a resolução espacial ganhará 3 pares de linha/cm em relação ao modo standard, ao custo do aumento do ruído de 22%, e diminuição de 14% da razão sinal-ruído.

35 6 CONCLUSÃO

36 CONCLUSÃO 35 6 CONCLUSÃO Por meio deste estudo, evidenciou-se a importância na quantificação do impacto em qualidade da imagem e dose, relacionada à variação dos parâmetros envolvidos na aquisição da imagem tomográfica. Fator essencial para o uso correto do tomógrafo computadorizado para utilização clínica, e fundamental para procedimentos de otimização de técnicas. Devido ao desempenho de cada equipamento variar, seja pelo seu desgaste ou pela sua especificação técnica, salienta-se que os resultados apresentados correspondem à realidade do equipamento aqui descrito, podendo-se encontrar alterações caso qualquer mudança seja realizada neste.

37 REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS [1] ICRP Publication 103 The 2007 Recommendations of the International Commission on Radiological Protection, [2] J. C. P. Heggie, J. K. Kay, and W. K. Lee, Importance in optimization of multislice computed tomography scan protocols., Australasian radiology, vol. 50, no. 3, pp , Jun [3] A. T. G. 23, The measurement, reporting, and management of radiation dose in CT, AAPM Report No. 96, [4] A. T. G. 2, Specification and acceptance testing of computed tomography scanners, [5] I. A. E. Agency, Quality Assurance Programme for Computed Tomography: Diagnostic and Therapy Applications, [6] A. L. BAERT, M. KNAUTH, and K. SARTOR, Radiation dose from adult and pediatric multidetector computed tomography. Springer Berlin Heidelberg, 2007, p [7] F. and D. A. D. of H. and H. Services, Performance standards for ionizing radiation emitting products - Computed Tomography (CT) equipment, [8] I. A. E. Agency, Dosimetry in diagnostic radiology: An International Code of Practice, Vienna, [9] J. T. BUSHBERG, J. A. SEIBERT, E. M. J. LEIDHOLDT, and J. M. BOONE, The Essential Physics of Medical Imaging, 2nd ed. LIPPINCOTT WILLIAMS & WILKINS, 2002, p. 933.