REDUÇÃO DE DOSE DE RADIAÇÃO E AUMENTO NA VIDA ÚTIL DO TUBO DE RAIOS X EM UM EQUIPAMENTO DE TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA. José Augusto Marconato

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1 UNIVERSIDADE FEDERAL DO RIO DE JANEIRO CENTRO DE CIÊNCIAS DA SAÚDE FACULDADE DE MEDICINA DEPARTAMENTO DE RADIOLOGIA REDUÇÃO DE DOSE DE RADIAÇÃO E AUMENTO NA VIDA ÚTIL DO TUBO DE RAIOS X EM UM EQUIPAMENTO DE TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA José Augusto Marconato Dissertação submetida ao Corpo Docente da Faculdade de Medicina da Universidade Federal do Rio de Janeiro, como parte dos requisitos necessários à obtenção do Grau de Mestre em Medicina e Áreas Afins. Área de Concentração: Radiologia. Linha de Pesquisa: Física das Radiações na Área Médica. Orientador: Prof. Antonio Carlos Pires Carvalho Rio de Janeiro 2005

2 Ficha Catalográfica Marconato, José Augusto Redução de Dose de Radiação e Aumento da Vida Útil do Tubo de Raios X em Um Equipamento de Tomografia Computadorizada./ José Augusto Marconato. Rio de Janeiro: UFRJ/Faculdade de Medicina, viii, 93f, il.;31cm. Orientador: Antonio Carlos Pires Carvalho Dissertação (Mestrado) UFRJ / Faculdade de Medicina/Radiologia, Referências bibliográficas: f Tomografia Computadorizada por Raios X. 2. Exposição à Radiação 3. Dosagem de Radiação 4. Proteção Radiológica 5. Radiologia Tese, I. Carvalho, Antonio Carlos Pires. II. Universidade Federal do Rio de Janeiro, Faculdade de Medicina, Radiologia. III.Título.

3 UNIVERSIDADE FEDERAL DO RIO DE JANEIRO CENTRO DE CIÊNCIAS DA SAÚDE FACULDADE DE MEDICINA DEPARTAMENTO DE RADIOLOGIA REDUÇÃO DE DOSE DE RADIAÇÃO E AUMENTO NA VIDA ÚTIL DO TUBO DE RAIOS X EM UM EQUIPAMENTO DE TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA José Augusto Marconato Orientador: Prof. Antonio Carlos Pires Carvalho Banca Examinadora: Prof. Dr. Hilton Augusto Koch Prof. Dr. Alair Augusto S. M. D. dos Santos Prof. Dra. Márcia Therezinha Carlos Rio de Janeiro 2005

4 Agradecimentos Agradecer é a melhor parte do trabalho, pois geralmente é quando este se encontra na fase final. Agradeço ao meu orientador, o prof. Antônio Carlos Pires Carvalho, pela paciência e dedicação; ele realmente me impressionou com a rapidez pelo qual fazia as correções de um trabalho de mais de 100 folhas me respondendo s rapidamente, e o que é mais importante, nunca perdendo o senso de humor. Agradeço aos professores Hilton Augusto Koch, Alair Augusto S. M. D. dos Santos, Márcia Therezinha Carlos e Ana Célia Baptista pela cuidadosa revisão e sugestões, que ajudaram a finalizar este trabalho. Agradeço ao programa de pós-graduação em ciências médicas da UFRJ por ter me acolhido e pela oportunidade de realização de um Mestrado nesta área. Agradeço ao Físico Alessandro Mazzola pelas preciosas dicas que foram muito úteis para o aprimoramento do trabalho e principalmente pelo incentivo inicial para o meu ingresso no mestrado. Agradeço ao Hospital Moinhos de Vento por ter as portas abertas à pesquisa científica.

5 Resumo O objetivo deste trabalho foi avaliar a redução da dose de radiação, o aquecimento do tubo de raios X e a qualidade da imagem em exames de tomografia computadorizada. O estudo foi realizado no centro de imagem do Hospital Moinhos de Vento, em Porto Alegre. Foram avaliados exames de crânio, abdômen superior e tórax. Foi verificado se a técnica utilizada poderia ser alterada, sugerindo novos protocolos e comparando a qualidade da imagem, a dose de radiação e o aquecimento do tubo de raios X. Uma redução no miliampére-segundos pôde ser feita sem comprometer a qualidade do diagnóstico trazendo uma redução de até 20% na dose média dos exames de crânio em adultos e de até 45% para crianças com idade de 0 a 6 meses; pacientes com menos de 50 kg tiveram uma redução de aproximadamente 37% na dose média de radiação para os exames de abdômen superior; para o exame de tórax de rotina a redução foi de 54%. O aquecimento do tubo de raios X para os exames de crânio, abdômen superior e tórax teve uma redução estimada em aproximadamente 13, 23 e 41% respectivamente. Isto permitiu sugerir uma alteração nos protocolos dos exames descritos visando uma diminuição significativa na dose de radiação e no aquecimento do tubo de raios X sem comprometer o diagnóstico.

6 Abstract The objective of this study was to evaluate the reduction of the radiation dose, the x-ray tube heating and the image quality in computed tomography exams. The study was done at Hospital Moinhos de Vento s image center, in Porto Alegre. Exams of the head, upper abdomen and thorax were evaluated. It was verified if the technique used could be changed, suggesting new protocols and comparing the image quality, the radiation dose and the x-ray tube heating. A miliampere-seconds reduction could be done without compromising the diagnostic quality, bringing a decrease up to 20% in the average dose of adults head exams and up to 45% for children with 0 to 6 years old; patients with less than 50 kg had a reduction of 37% on the upper abdomen radiation average dose; for thorax routine exam the reduction was 54%. The reduction on the x- ray tube heating for head, upper abdomen and thorax exams was approximately 13, 23 and 41%, respectively. It permitted to suggest a change on the described protocols intending a significant reduction on the radiation dose and on x-ray tube heating without compromising the diagnostic. Abreviaturas

7 AAPM: Associação Americana de Físicos em Medicina, do inglês American Association of Physicists in Medicine. BI: Incremento da mesa FOV: Campo de Visão, do inglês Field of View. CTDI: Índice de Dose em Tomografia Computadorizada, do inglês Computed Tomography Dose Index. DICOM: Imagem Digital e Comunicações na Medicina, do inglês Digital Imaging and Communications in Medicine. DLP: Produto Dose comprimento, do inglês Dose Length Product. EMI: Indústria Musical e Elétrica, do inglês Electrical and Musical Industry. FDA: Administração de Alimentos e Medicamentos, do inglês Food and Drug Administration. HU: Unidades de Calor, do inglês Heat Units. ICRP: Comissão Internacional de Proteção Radiológica, do inglês International Commission of Radiation Protection. kvp: Quiilovolt pico kws: Quilowatt-segundos mas: Miliampere-segundos MSAD: Dose Média em Múltiplos Cortes, do inglês Multiple Scan Average Dose ROI: Região de Interesse, do inglês Region of Interest. TC: Tomografia Computadorizada. UH: Unidades Hounsfield, ou números de TC. Sumário

8 Ficha Catalográfica...ii Agradecimentos...iv Resumo...v Abstract...vi Abreviaturas...vi Sumário...vii 1. INTRODUÇÃO E OBJETIVOS Objetivo Geral: Objetivos Específicos: REVISÃO DE LITERATURA Histórico da Tomografia Computadorizada Princípios da Tomografia Computadorizada O Equipamento de Tomografia Computadorizada Características da Imagem em TC Parâmetros que Afetam a Qualidade da Imagem Medida de Dose em Tomografia Computadorizada Redução da Dose de Radiação no Paciente Padrão Europeu de Qualidade (EUR 16262) MATERIAL E MÉTODO Descrição Técnica do Equipamento de TC Procedimento Experimental RESULTADOS Seleção dos Exames mais Realizados Pesquisa dos Parâmetros Técnicos Utilizados nos Exames de Rotina Selecionados Estudo de uma Possível Alteração no mas Utilizado e Sugestão de Protocolos Avaliação em um Simulador Padrão de Qualidade da Imagem Aplicação do Novo Protocolo de Baixa Dose de Radiação e Análise da Imagem Resultante Medidas Comparativas de Dose e Aquecimento do Tubo de Raios X DISCUSSÃO CONCLUSÕES REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS ANEXOS... 75

9 1. INTRODUÇÃO E OBJETIVOS Desde a introdução da tomografia computadorizada (TC) na prática clínica em 1972, tem ocorrido um grande aumento no número de exames realizados 36,65,acarretando, por conseguinte, um aumento significativo na dose de radiação recebida pela população 67. Além disso, a dose absorvida por crianças é maior que em pacientes adultos 24. Em qualquer aquisição de TC para um potencial de tubo e espessura de corte constantes, a dose de radiação no paciente varia proporcionalmente com a carga transportável (mas) selecionada pelo operador. A escolha do mas também determina a quantidade de ruído na imagem 31,16 e o aquecimento no tubo de raios X 63. Muitos estudos mostraram que o mas utilizado pode ser reduzido consideravelmente sem prejudicar o diagnóstico, principalmente para exames de tórax 58,53,40 e em crianças 14. A redução no aquecimento do tubo de raios X ocasiona um menor desgaste, fazendo com que mais exames possam ser realizados com a mesma ampola. Os gastos relacionados à troca deste componente são elevados, o seu valor pode superar 70 mil dólares e a periodicidade pode ser menor que anual. Esses dois aspectos importantes na TC, a dose de radiação e o desgaste do tubo de raios X estão diretamente ligados, pois ao reduzirmos a dose estamos reduzindo o desgaste do tubo. Dessa forma, se faz necessária a realização de um estudo destes dois fatores para que possa ser aplicada uma otimização nos protocolos utilizados nos exames de TC.

10 1.1 Objetivo Geral: Verificar os protocolos utilizados nos exames de Tomografia Computadorizada mais realizados no Centro de Imagem do Hospital Moinhos de Vento e sugerir uma redução no mas, quando possível, comparando a dose de radiação, o aquecimento do tubo de raios X e a qualidade da imagem. 1.2 Objetivos Específicos: Verificar as técnicas utilizadas nos exames; Avaliar a possibilidade de reduzir o mas utilizado; Avaliar a qualidade da imagem em um simulador; Sugerir protocolos de exames com parâmetros técnicos reduzidos em relação aos utilizados; Apresentar as imagens resultantes aos médicos radiologistas que interpretam os exames para avaliarem a qualidade das mesmas para o diagnóstico; Estimar a redução média na dose de radiação e no aquecimento do tubo de raios X.

11 2. REVISÃO DE LITERATURA 2.1 Histórico da Tomografia Computadorizada Em 1921 Bocage desenvolveu a tomografia linear, um método de aquisição de uma radiografia que era capaz de demonstrar uma fina secção do corpo. Este sistema envolve o movimento do tubo de raios X e do filme no mesmo plano, mas em direções opostas, sendo que apenas a estrutura que se encontra no foco selecionado aparece nítida na imagem gerada e as demais perdem definição. A tomografia convencional pode ser utilizada para distinguir, por exemplo, a existência ou não de um nódulo no pulmão, já que ocorre um borramento das costelas, permitindo uma melhor visualização do mesmo 20. Apenas por volta de 1960 que surgiram as primeiras tentativas de desenvolver a Tomografia Computadorizada (TC) que é capaz de produzir secções da anatomia do paciente no plano transversal usando um fino feixe de raios X. Todas as estruturas no plano definido pelo feixe são visualizadas na imagem resultante e as que se encontram fora não são visualizadas, ou seja, não aparecem borradas como na tomografia convencional, pois o feixe atravessa apenas um estreito corte de cada vez Algoritmos de Reconstrução de Imagens Para se tornar possível a visualização das estruturas contidas no corte se fez necessário o desenvolvimento de cálculos matemáticos para reconstruir a imagem resultante, onde as diferentes atenuações sofridas pelo feixe de raios X são medidas e apresentadas em corte axial. Gordon e Herman 21 descreveram o problema da reconstrução: Realizando uma amostragem de todas as possíveis projeções de um objeto,estima-se a distribuição de densidade do mesmo. Matemáticos e diversos cientistas desenvolveram algoritmos adequados para reconstruções de imagens de TC, alguns são de 1906, outros até mesmo de antes da descoberta dos raios X. Muitos destes algoritmos empregam a transformada de Fourier, formulada pela primeira vez em 1811 pelo físico e matemático francês cujos cálculos desenvolvidos por ele levaram o seu nome 20. Esta transformada é um mapeamento de uma função espacial (ou temporal) em uma função de freqüência. Portanto, existe um

12 teorema que estabelece que qualquer função pode ser decomposta em senos e co-senos sendo a transformada de Fourier um procedimento matemático para realizar esta decomposição. Por exemplo, em uma área podemos fazer um gráfico da intensidade de luz no eixo y pela distância no eixo x, aplicando a transformada de Fourier neste gráfico obteremos um novo gráfico de intensidades pela freqüência espacial. A transformada em duas dimensões pode ser aplicada para decompor qualquer imagem em um gráfico de intensidade por freqüência espacial, pois uma imagem é uma distribuição de intensidades. Outro aspecto importante é que a transformada de Fourier pode ser invertida, ou seja, podemos reconstruir uma imagem a partir de sua transformada de Fourier. A transformada de Fourier rápida é simplesmente uma implementação mais eficiente designada para produzir seu resultado rapidamente usando um computador digital. A transformada de Fourier direta em duas dimensões foi primeiramente usada como um método na implementação de algoritmos de reconstrução das projeções do feixe paralelo de raios X. Atualmente quase todas as imagens de TC reconstruídas, tanto para projeções com feixe paralelo quanto para feixe em forma de leque, são obtidas através de uma técnica conhecida como retroprojeção filtrada (convolução). Até mesmo com esta técnica a transformada de Fourier é importante, pois a operação de filtração se torna mais eficiente quando utilizada juntamente com a transformada de Fourier rápida Desenvolvimento de um Tomógrafo Computadorizado Clinicamente Útil O tecnólogo britânico Watson, em 1939 teve a idéia de utilizar a tomografia axial. Em 1947, na Itália, Velebona usou clinicamente a tomografia transversal axial e publicou as ilustrações deste uso em Entretanto, a primeira tentativa de descrever o uso de um tomógrafo computadorizado ocorreu em 1958 quando três pesquisadores (Korembluym, Tele baum, e Tyutin) do Instituto Politécnico de Kiev, na Ucrânia, descreveram um algoritmo e um sistema analógico computacional de televisão para a obtenção de imagens radiográficas de finas seções tomográficas 20. Em 1961, um neurologista do Centro de Administração Médica dos Veteranos de Wadsworth de Los Angeles chamado Oldendorf descreveu um método bruto de reconstrução de imagens (hoje conhecido como retroprojeção), porém, as imagens obtidas eram extremamente borradas. Oldendorf patenteou seu sistema em 1963 pensando ter inventado a retroprojeção, mas em 1940 Gabriel Frank já havia registrado patente pela invenção da retroprojeção óptica. Em 1945 Takahashi, no Japão, já havia

13 realizado experiências com métodos manuais e ópticos de retroprojeção e construiu um equipamento que podia obter cortes axiais, publicando seus resultados em O trabalho de Oldendorf, Frank, e Takahashi, têm um grande valor histórico, pois os tomógrafos comercializados atualmente utilizam métodos de retroprojeção. De fato, até o início dos anos 80, a retroprojeção filtrada era realizada com um computador de convolução rápida, desde então têm sido utilizadas as transformadas de Fourier rápidas 20. Cormack, um físico sul africano da Universidade de Cape Town, desenvolveu um algoritmo preciso para reconstrução de imagens de projeções radiográficas. O seu algoritmo usava o método de descascar cebola que aplicou primeiramente em simuladores simples e depois na TC. Cormack descreveu seus resultados iniciais em 1963 e Em 21 de Agosto de 1959 David Kuhl realizou a primeira varredura de seções transversais no Hospital da Universidade da Pensilvânia. Após alguns anos, antes da primeira publicação de Hounsfield em 1973, Kuhl e Roy Edwards, chefes de engenharia do Hospital da Universidade da Pensilvânia, construíram dois tomógrafos computadorizados: o Marck II, concluído em 1964, e o Marck III concluído em Uma notável característica do Marck II incluía um par de detectores de cintilação opostos a cada lado do corpo do paciente, realizando um movimento de translação ao redor do mesmo. A imagem da secção transversal era reconstruída por retroprojeção simples e superposição linear 20. Em 14 de maio de 1965, Kuhl, Hale e Eaton obtiveram a primeira transmissão axial transversa do tórax de um paciente com o Mark II. A TC era realizada através do movimento de uma fonte radioativa (Am 241 ) abaixo do paciente seguido pelo movimento de um detector acima do mesmo. O procedimento era similar ao utilizado mais tarde por Hounsfield, exceto pelo fato de usarem uma fonte radioativa ao invés de raios X e que as imagens de Kuhl eram mais borradas que as de Hounsfield 20. O Mark III de Kuhl era um equipamento compacto, com movimento transversal, computador e um pequeno visor de comando acoplado. As imagens eram reconstruídas utilizando técnicas iterativas que foram utilizadas mais tarde pelos fabricantes de tomógrafos computadorizados. Como o principal interesse de Kuhl não era a transmissão

14 axial transversa em TC e sim a emissão, não continuou sua pesquisa no Mark III, apenas publicou os resultados 20. Honsfield foi o primeiro cientista a desenvolver um tomógrafo computadorizado clinicamente útil através do uso de métodos de reconstrução iterativos para a formação das imagens. Em outubro de 1971 a EMI (Electrical and Musical Industries) instalou um tomógrafo computadorizada no Hospital Atkinson Morley localizado a 15 km do laboratório de Hounsfield. Este hospital recebia poucos visitantes, evitando assim a atração de curiosos. Apenas Ambrose, que era o neuroradiologista residente e o superintendente sabiam o que havia na sala onde o tomógrafo havia sido instalado. Nos seis meses seguintes, Ambrose e Hounsfield realizaram mais de 70 tomografias e obtiveram provas histológicas comparativas de lesões em quase todos os casos. A realização desses estudos foi uma façanha, visto que cada corte demorava aproximadamente 4 min, e o exame era armazenado em fita magnética e pós-processado por um computador no laboratório de Hounsfield, demorando mais 2 dias por paciente 20. Em 1972, Hounsfield e Ambrose publicaram os resultados de seu trabalho. Em abril na revista do Instituto Britânico de Radiologia em Londres, em maio Hounsfield apresentou um artigo ao grupo de neurociências de Nova York e em novembro, Ambrose apresentou um artigo na Sociedade de Radiologia da América do Norte reunida em Chicago. Em todas as reuniões, todos ficaram entusiasmados e queriam saber quando o tomógrafo computadorizado estaria disponível no mercado. Hounsfield foi considerado um gênio, o melhor no campo desde a descoberta dos raios X por Roentgen. A reação do público também foi entusiasmante no dia após a apresentação, em abril de 1972, o jornal Times de Londres quebrou a história da descoberta com uma foto de um paciente envolvido pelo equipamento. Em maio, no dia após a reunião em Nova York, Hounsfield apareceu nas três maiores redes de televisão dos Estados Unidos. Em 1973, Hounsfield e Ambrose resumiram suas descobertas no jornal do Instituto Britânico de Radiologia e cada um deles publicou suas próprias contribuições no mesmo jornal no final daquele ano 20. Hounsfield recebeu muitas homenagens e em 1979, o prêmio Nobel de Medicina e Fisiologia, o qual compartilhou com Cormack. Hounsfield recebeu este prêmio por ter desenvolvido o primeiro tomógrafo computadorizado para uso clínico, e Cormack, pelo desenvolvimento de um algoritmo para reconstruir imagens e por ter contribuído para o

15 sistema como um todo. Em 1986 recebeu a medalha de ouro do Colégio Americano de Radiologia Princípios da Tomografia Computadorizada O equipamento de TC utiliza basicamente uma fonte de raios X, um conjunto de detectores e um poderoso sistema computadorizado para adquirir e apresentar imagens do corpo humano. O método de formação dos tomogramas ( cortes transversais ) computadorizados é bem mais complexo do que a imagem radiográfica convencional. O processo pode ser dividido em três partes: aquisição de dados, reconstrução matemática e apresentação da imagem Aquisição de Dados A fase de aquisição de dados é também conhecida como fase de varredura ou de exploração. Inicia-se com a exposição de uma secção da região do corpo a um feixe colimado de raios X, na forma de um leque fino, envolvendo as suas extremidades. Os fótons de radiação que atravessam a secção do corpo atingem um conjunto de detectores, no lado oposto, tendo o paciente no centro. Os detectores não vêem uma imagem completa da secção do corpo, apenas a projeção de uma imagem latente nesse ângulo de visão. A intensidade do sinal do detector é uma medida da atenuação. Uma projeção é composta por um conjunto da medidas de atenuação dos fótons de raios X, denominado perfil de atenuação (Figura 1) 8. Figura 1- Representação do sinal do perfil de atenuação gerado pelo detector (modificado de Seeram 64 ).

16 Para produzir a imagem é necessário um conjunto de perfis de atenuação obtidos em diferentes ângulos de projeção. Estes são obtidos pela rotação do tubo de raios X em torno da secção do corpo. Durante a rotação, as leituras dos detectores são registradas em intervalos fixos de tempo. O ângulo mínimo de varredura necessário para obter a imagem através do mapeamento dos coeficientes lineares de atenuação da secção é 180º. Os dados são duplicados se a rotação é completa, 360º. Varreduras com ângulos menores são realizadas com o objetivo de diminuir o tempo, e com ângulos maiores para diminuir os artefatos de movimento em estudos de regiões do tronco 8. O número total de medidas de atenuação durante a varredura de corte é dado pelo produto do número de projeções e o número de fótons por projeção. Cada imagem requer cerca a de medidas, dependendo do modelo do tomógrafo e da técnica selecionada. Os sinais codificados dos detectores que alimentam os programas de reconstrução da imagem são denominados dados brutos Reconstrução da Imagem A reconstrução da imagem em TC é realizada por um complexo sistema computadorizado. Algoritmos matemáticos transformam os dados brutos em imagem numérica ou digital. A imagem digital é uma matriz bidimensional em que cada elemento de matriz, denominado de pixel, recebe um valor numérico denominado de número de TC. O número de TC está relacionado ao coeficiente linear médio de atenuação do elemento do objeto, o voxel, que ele representa 8. A definição do número de TC em unidades Hounsfield (UH) é dada pela equação abaixo. Equação 1: UH = 1000 ( μ μ ) μ t w w Onde μ t é o coeficiente de atenuação linear médio do material que compõe o voxel e μ w é o coeficiente de atenuação linear da água. Por definição, o número de TC da água é igual a zero.

17 A secção do objeto deve ser imaginada como se fosse dividida em voxels, e cada voxel é representado por um pixel. O tamanho do voxel é fundamental na qualidade da imagem, sendo selecionado de acordo com o requisito clínico. Sua altura é igual a espessura do corte e a base é estabelecida pela razão entre o campo de visão e o tamanho da matriz. O campo de visão (FOV) é o diâmetro máximo da imagem reconstruída, selecionado pelo operador. A imagem de reconstrução é, em geral, de 512 x 512 ou 1024 x 1024 pixels 8. A energia média dos fótons de raios X está na faixa de 50 kev à 70 kev 18. Nesta faixa de energia, a interação predominante entre fótons e tecido mole é o espalhamento Compton, onde o coeficiente linear de atenuação tem forte dependência com a densidade do tecido. Desta forma, pelo menos para os tecidos moles, os números de TC estão intimamente relacionados à densidade do tecido. Para tecidos menos densos que a água o valor de número de TC é negativo. Um número de TC positivo indica que a densidade do tecido é maior que a da água. Um determinado tecido pode produzir valores diferentes de números de TC se investigado em diferentes tomógrafos, visto que os espectros de raios X (tensão e filtros físicos) e os procedimentos de calibração do sistema não são semelhantes. Além disso, em um mesmo tomógrafo, o número de TC pode variar em função da localização do tecido dentro da área examinada 8. Embora haja vários métodos para a reconstrução de imagens de TC, o método da retroprojeção filtrada é quase que exclusivamente usado. Este método consiste em superpor os sinais projetados do perfil de atenuação para trás, ao longo da direção em que os dados de projeção foram coletados. Na Figura 2 é ilustrada a imagem formada a partir de quatro das muitas projeções realizadas na varredura real. É possível observar uma silhueta borrada do objeto 8. Figura 2-Representação das etapas da retroprojeção (modificado de Seeram 64 ).

18 Com um número muito maior de projeções, o borramento permanece devido à contribuição dos prolongamentos dos perfis que caem fora da imagem do detalhe analisado. Para evitar a borrosidade, as projeções são pré-processadas e submetidas a uma convolução com uma função filtro, antes da retroprojeção. O filtro matemático também é conhecido por Kernel, isto é, núcleo e dispõe de algoritmos que realizam cálculos para apresentar a imagem de formas diferentes, por exemplo, intensificando bordas ou suavizando estruturas. A convolução produz sinais que contêm componentes positivas e negativas, que se cancelam na retroprojeção 8. Os equipamentos Single-slice possuem aproximadamente quatro tipos diferentes de filtros, entretanto, com o avanço tecnológico e o surgimento dos equipamentos Multislice diversos filtros foram implementados nestes equipamentos modernos, podendo ultrapassar trinta tipos de reconstrução das imagens Apresentação da Imagem A fase final é a conversão da imagem digital em uma imagem de vídeo para que possa ser diretamente observada em um monitor e, posteriormente, documentada em filme. Esta fase é efetuada por componentes eletrônicos que funcionam como um conversor analógico digital. A relação entre os valores dos números de TC do pixel da matriz de reconstrução para os tons de cinza, ou de brilho, da matriz de apresentação é estabelecida pela seleção da janela. O limite superior e inferior da janela são determinados pelo centro e largura da janela, que definem a faixa dos números de TC que é convertida em tons de cinza da imagem. Os pixels que possuem números de TC acima do limite superior da janela são mostrados na cor branca e aqueles cujos números de TC estão abaixo do limite inferior apresentam-se em preto. A seleção da janela é extremamente importante e irá definir quais as estruturas serão visualizadas e posteriormente impressas de forma adequada em um filme para a interpretação pelo médico radiologista O Equipamento de Tomografia Computadorizada Sistema de Raios X Nos seus primeiros experimentos, Hounsfield utilizou uma fonte radioativa emissora de radiação gama, monocromática e de baixa energia. Devido a algumas

19 limitações impostas por esta, tais como a baixa intensidade, tamanho, meia vida e alto custo, Hounsfield passou a utilizar um tubo emissor de raios X. A utilização de um feixe de raios X não trouxe apenas vantagens, mas também o problema da heterogeneidade do feixe e a necessidade de mais componentes no equipamento. Os componentes de um sistema de raios X incluem o gerador de raios X, o tubo de raios X, o filtro de feixe, os colimadores e os detectores Gerador de Raios X Os tomógrafos mais antigos utilizavam diretamente a freqüência de rede de 60 Hz e seu gerador ocupava um grande espaço, além de ser necessário um longo cabo de alta tensão para conectar o gerador ao tubo de raios X. Atualmente, os equipamentos de TC utilizam geradores de alta freqüência, que são menores e mais eficientes que os geradores convencionais. Este tipo de gerador pôde ser posicionado no interior do próprio gantry, e em muitos equipamentos, gira juntamente com o tubo de raios X 64. Em um gerador de alta freqüência (Figura 3) o circuito é usualmente descrito como um inversor que transforma a baixa freqüência (60 Hz) e tensão da rede em alta freqüência (500 a Hz) e em alta tensão (80 a 140kV). Além disso, ocorre a transformação de corrente alternada em contínua de potencial praticamente constante. Após a retificação e filtragem do sinal, este tipo de gerador proporciona uma tensão com uma variação menor que 1%, sendo este valor bastante inferior aos 4% de um gerador trifásico de 12 pulsos. Os geradores possuem uma potência máxima de aproximadamente 50 kw, permitindo uma seleção de tensão de 80 a 140 kvp, e de corrente de tubo de 100 a 400 ma 64. Retificador Capacitores Circuito Transformador de Retificador de Capacitores de de Onda Inversor Alta Tensão Onda Alta Tensão Tubo de Raios X Figura 3-Componentes básicos de um gerador de alta freqüência (modificado de Seeram 64 ).

20 Tubo de Raios X Os equipamentos de primeira e segunda geração usavam tubos de raios X de anódio fixo resfriados a óleo, mas se tornou necessário o desenvolvimento de tubos com anódio rotatório devido aos altos parâmetros técnicos utilizados para a realização de exames de qualidade. O anódio geralmente é feito de uma liga de rênio, tungstênio e molibdênio e gira a uma velocidade de 3600 a rpm 64. Com a introdução da tomografia helicoidal, os tubos passaram a serem mais exigidos devido ao grande tempo em que permanecem ligados. Dessa forma, foram desenvolvidos tubos com a capacidade de sustentar potências mais altas, juntamente com alto grau de calor gerado, armazenado e dissipado. O envoltório, o catódio, o anódio rotatório e a trilha do alvo foram remodelados. O tubo de raios X é composto por um envoltório de vidro, que torna possível a produção de vácuo, sustenta o catódio, o anódio e proporciona um meio isolador entre os potenciais do tubo. O material do vidro é um bom isolante térmico e elétrico, mas não evita a formação de arcos voltaicos devido à deposição de tungstênio no mesmo. Este problema foi solucionado atualmente pelos envoltórios metálicos, onde materiais cerâmicos (Figura 4) isolam o catódio e o anódio. Estes tubos metálicos possuem anódios maiores. O tubo mostrado na Figura 4 possui um disco de 200 mm de diâmetro, o que permite o uso de correntes mais altas, pois a taxa de dissipação de calor é aumentada. O catódio é constituído de um ou mais filamentos de tungstênio posicionados em uma capa focalizadora 64. Figura 4-Tubo de raios X de envoltório metálico utilizado em TC helicoidal (Modificado de Seeram 64 ).

21 O anódio é constituído pelo disco e pelo rotor. Os discos atuais, além de serem maiores, são mais finos do que os convencionais e constituídos de materiais diferentes. Existem três configurações básicas de discos (Figura 5): disco metálico, disco de grafite e disco de grafite com pista posicionada através de deposição química de vapor. Nos tubos convencionais, o disco metálico (Figura 5A) é constituído de uma base de titânio, zircônio e molibdênio, com uma pista do ponto focal de 10% de Rênio e 90% de Tungstênio. Esta configuração é capaz de transferir rapidamente o calor depositado na pista do ponto focal, mas não podem ser utilizados na tomografia helicoidal devido ao seu peso elevado. O disco de grafite (Figura 5B) é constituído por uma pista de tungstênio-rênio sobre a base de grafite. A grafite aumenta a capacidade de armazenagem de calor no disco, aproximadamente 10 vezes mais do que o tungstênio. Por ser mais leve, pode ser utilizado na tomografia helicoidal. O último tipo de disco (Figura 5C), também é direcionado à utilização na tomografia helicoidal. Este é constituído de uma base de grafite com uma pista de tungstênio-rênio depositada através de um vapor químico sobre o mesmo. Este processo permite o uso de discos maiores, com maiores capacidades térmicas e com menor peso. Com essa nova tecnologia, os anódios passaram a girar mais rápido ( rpm) e com suavidade, permitindo a utilização de parâmetros técnicos mais elevados 64. Figura 5-Três tipos de disco do anódio (Modificado de Seeram 64 ).

22 O aumento da velocidade trouxe a necessidade de substituição das esferas de rolamento do anódio por um outro método mais eficaz. Estas foram substituídas por uma liga metálica líquida a base de gálio (Figura 6), em que durante a rotação o calor é dissipado com maior facilidade, além de ficar livre de ruídos e vibrações 63. Figura 6-Sistema rotor com liga metálica líquida (Modificado de Schreiber 63 ) A base do rotor, composta por cobre e aço e recoberta com cerâmica aumenta a irradiação do calor, diminuindo a transferência de calor do disco para as outras partes do tubo. A vida útil de um tubo com esta nova tecnologia pode variar de a horas dependendo da maneira de utilização, enquanto os tubos convencionais duram apenas aproximadamente horas 64. Propriedades Térmicas do Tubo de Raios X Em um tubo de raios X menos de 1% da energia elétrica usada é convertida em raios X, o restante é transformado em calor. Conseqüentemente, a dissipação de calor do anódio é uma das funções mais importantes de um tubo de raios X. Nos tubos utilizados em tomografia computadorizada, o aquecimento se torna crítico, uma vez que as exposições são seriadas e os parâmetros técnicos bastante elevados quando comparados à radiografia convencional ou fluoroscopia. Dessa forma, um intervalo maior entre as exposições se torna necessário para o resfriamento do mesmo adequado do tubo de raios X (Figura 7) 63.

23 N Taxa de resfriamento Figura 7-Número de varreduras versus taxa de resfriamento de um tubo de TC (Modificado de Schreiber 63 ). Se o tubo já está sobrecarregado, ou seja, muito aquecido, estes intervalos devem ser maiores do que se o mesmo estivesse frio. O intervalo de resfriamento pode ser calculado quando a temperatura do tubo é conhecida num determinado instante. O anódio rotatório se comporta com um depósito de calor, que é suprido pela interação da carga elétrica com o seu material. A energia armazenada em um dado momento é referida como quantidade de calor. Durante a rotação, como já foi comentado anteriormente, o sistema de liga metálica líquida é mais eficiente em relação ao sistema convencional de esferas, como pode ser observado nas curvas de resfriamento na Figura 8. Entre cada exposição, ou série de exposições, também ocorre o resfriamento por condução e irradiação de calor para o ambiente (Figura 9). O limite máximo de armazenagem de calor no anódio é atingido quando a temperatura chega a um valor definido, que irá depender do volume do disco e é definida como capacidade térmica do anódio. A capacidade térmica do anódio pode ser expressa em unidade de potência térmica armazenada num determinado intervalo de tempo (kws) ou em unidades de calor (HU), onde 1W.s 1,35 HU. O aquecimento gerado no tubo de raios X, expresso em W.s, pode ser calculado a partir da equação abaixo. Equação 2: HU = kv. mat.. n Onde kv é a tensão do tubo em quilovolts, ma é a corrente de tubo em miliampéres, t é o tempo de exposição em segundos e n o nº de cortes utilizados 63.

24 Durante os primeiros 2,5 minutos, o resfriamento se deve principalmente à irradiação do calor, após, a condução se torna predominante (Figura 8). O resfriamento resulta em uma capacidade adicional de armazenagem de calor, e após 15 min de resfriamento, a condução de calor através da liga metálica líquida já terá criado uma capacidade de armazenagem superior à produzida pela irradiação de calor (Figura 10). A altas temperaturas, a radiação se torna predominante, sendo proporcional à temperatura do disco do anódio à quarta potência. Já a condução do calor é proporcional a diferença entre a temperatura do disco do anódio e à temperatura do isolante juntamente com o óleo de resfriamento 63. Liga metálica líquida Esferas Tempo em minutos Figura 8-Comparação entre as curvas de resfriamentos de um tubo que utiliza esferas metálicas com um que utiliza liga metálica líquida para a rotação do anódio. (Modificado de Schreiber 63 ). Figura 9-Componentes instantâneas da radiação e condução do calor da curva de resfriamento. (Modificado de Schreiber 63 ).

25 Condução Radiação Tempo em minutos Figura 10-Recuperação da capacidade de armazenagem de calor como resultado do resfriamento. Após 30min de resfriamento 97% da capacidade total é recuperada, 45% por radiação e 52 por condução do calor. Sem a utilização da liga metálica líquida este período seria de 2,5 horas. (Modificado de Schreiber 63 ). Distribuição do calor no disco do anódio Atualmente, a determinação da distribuição da temperatura no disco do anódio (Figura 11) se tornou possível através da utilização de computadores modernos com o método do elemento finito, onde o disco é dividido em pequenos elementos de volume e a quantidade de calor ganha ou cedida por cada elemento em um dado intervalo de tempo é calculada 63. O calor é perdido por condução para os elementos vizinhos ou por irradiação para o ambiente, e recebido através da condução, radiação ou bombardeamento dos elétrons. Na trilha focal o disco é sensivelmente dividido em elementos bastante pequenos, pois quanto mais afastados os elementos estão da trilha, maiores eles podem ser. Algumas informações importantes podem ser obtidas analiticamente e confirmadas pelo método do elemento finito. A partir do conhecimento da distribuição do calor no disco é possível calcular a capacidade térmica do tubo de raios X (Figura 12) 63. Figura 11-Foto do aquecimento do anódio após algumas exposições. (Modificado de Schreiber 63 ).

26 Figura 12-Disco do anódio de um tubo de raios X mostrando os parâmetros utilizados para o cálculo da capacidade térmica. (Modificado de Schreiber 63 ). Capacidade Instantânea A capacidade instantânea de um tubo de raios X é proporcional ao comprimento efetivo do foco, ao ângulo real do anódio, ao comprimento real do foco, à largura do foco, ao diâmetro da trilha focal e à velocidade de rotação do disco em rotações por minuto. Por exemplo, se o comprimento do foco for aumentado em 20% a capacidade nominal também irá aumentar 20%, em outras palavras, um tubo com capacidade de 50 kw passa para 60 kw 63. Capacidade Seriada A capacidade seriada é proporcional à quantidade de material nas proximidades da trilha focal, pois durante uma série de exposições (1 a 10s), apenas os elementos próximos à trilha focal possuem um papel significante na capacidade de armazenagem de calor. Em outras palavras, a capacidade seriada é proporcional ao diâmetro da trilha focal. Por exemplo, se o diâmetro da trilha focal é aumentado em 25%, a capacidade seriada também é aumentada em 25%, desde que o limite de temperatura do ponto focal não seja alcançado. Assim, se uma série de 80kWs era possível sem sobrecarregar o

27 tubo, com essa alteração é possível aumentar a carga para 80kW.s x 1,25, ou seja, 100kW.s. A capacidade seriada também pode ser aumentada pelo aumento do comprimento do foco, e externamente ao tubo, pelo número de séries e intervalo entre estas 63 Capacidade em Grupos Seriados A capacidade em grupos seriados indica a capacidade de um tubo de raios X durante um exame com 10 a 50 series de exposições, como em exames de TC. Ainda não foram estabelecidos padrões para grupos seriados de exposições. Muitas vezes a capacidade em grupos seriados é confundida com a capacidade de armazenagem de calor, entretanto, geralmente estas duas características nem mesmo são proporcionais. Dobrando-se a capacidade de armazenagem de calor resulta um aumento de apenas 40% na capacidade em grupos seriados. Esta apenas será duplicada se o diâmetro do disco do anódio também for duplicado, pois ocorrerá a duplicação da irradiação de calor Filtro de Feixe Os raios X provindos do tubo possuem comprimentos de onda variados, ou seja, seus fótons possuem energias que variam de 0 a 120 kev, aproximadamente, pois o espectro de emissão de raios X predominante é contínuo (radiação de freamento). Dessa forma, este feixe de raios X é denominado policromático ou polienergético 8. Nos equipamentos de TC há a necessidade de um feixe o mais monoenergético possível, ou seja, um feixe contendo fótons com energias semelhantes, para que os requisitos necessários para o processo de reconstrução da imagem sejam atingidos. O filtro de feixe (Figura 13) é posicionado entre o tubo de raios X e o paciente, proporcionando um feixe mais uniforme e também o tornando mais penetrante ( endurecimento do feixe), além de reduzir a dose no paciente, pois os fótons de baixa energia que seriam absorvidos pelo mesmo antes de atingir os detectores são eliminados 64.

28 Feixe de Raios X Paciente Filtro Detectores Figura 13-Feixe de raios X passando por um tipo de filtro. O feixe se torna mais penetrante na região central do paciente. Antigamente os filtros causavam artefatos devido ao efeito de endurecimento do feixe, ou seja, o sistema detector não conseguia responder adequadamente a este efeito na varredura de objetos circulares. Atualmente, os filtros de feixe foram remodelados conforme o formato da região de interesse, minimizando tal artefato Colimadores Na TC, assim como na radiologia convencional e fluoroscopia, o feixe de raios X também é colimado para restringir a exposição do paciente à região de interesse. Alguns equipamentos de TC possuem além do colimador pré-paciente, colimadores pós-paciente para evitar a detecção de fótons espalhados. Estes colimadores, além de reduzirem a dose no paciente, aumentam a qualidade da imagem. Uma configuração básica de colimação do feixe em um equipamento de TC é mostrada na Figura 14, onde os colimadores pré e pós-paciente estão evidentes 8. Figura 14-Colimação pré e pós-paciente (Modificado de Seeram 64 ).

29 Detectores Nos equipamentos de TC os detectores transformam as informações do perfil de atenuação do paciente em sinais elétricos. Estes sinais analógicos são então convertidos para digitais através de um conversor analógico digital e sofrem um processo matemático para a formação da imagem. A carga em tubo de raios X pode ser reduzida a um nível de ruído constante se a eficiência dos detectores for aumentada. Nos equipamentos de TC são utilizados detectores de estado sólido (Figura 15A) ou câmaras de ionização contendo gás xenônio (Figura 15B) 3. Figura 15- (A), detecção através de cristal cintilador. (B), detecção através de câmara de ionização (Modificado de Seeram 64 ). Os detectores de estado sólido são construídos com tungstato de cádmio (CdWO 4 ) ou com um cintilador cerâmico acoplado a um fotodiodo, e sua eficiência de detecção varia de 65 a 85%. Os detectores com gás xenônio pressurizado possuem uma eficiência que pode variar de 40 a 65%. Dessa forma, a uma mesma fluência de raios X, os detectores de estado sólido são mais eficientes. Entretanto, os detectores de xenônio são mais estáveis a variações de temperatura e apresentam menor curva de histerese. Para períodos de rotação do tubo em torno do paciente e tempos de exposição mais curtos, os detectores a gás apresentam uma certa vantagem relacionada ao tempo de resposta do mesmo. Entretanto, alguns novos cristais com tempo de decaimento de cintilação mais curtos podem ser adaptados para a TC. Assim, se cintiladores mais

30 rápidos podem ser obtidos para detectores de estado sólido, estes se tornam mais eficientes que os de gás xenônio. Em geral, a eficiência de um detector de estado sólido é limitada pela geometria do sistema de detecção, principalmente pelo espaço morto entre os detectores 3. Um detector teoricamente perfeito (100% de eficiência na detecção) pode aumentar a utilização do fluxo de fótons em um fator de 1,2 a 2,5 em relação aos detectores utilizados atualmente Equipamentos de Primeira Geração A geometria do feixe paralelo foi primeiramente usada por Hounsfield. O primeiro equipamento de TC de crânio da EMI e alguns outros também usaram este conceito. Esta geometria é definida por um conjunto de raios paralelos que geram um perfil de projeção (rever Figura 1). O processo de aquisição de dados está baseado em um princípio de rotação-translação no qual um feixe de raios X altamente colimado atravessa o paciente e é coletado por um ou dois detectores. Após uma translação, o tubo e o detector giram um grau e transladam novamente para coletar informações de uma direção diferente. Este processo é repetido para 180 graus ao redor do paciente 64. Os equipamentos de primeira geração (Figura 16 A) levavam de 4,5 a 5,5 minutos para realizar a varredura completa de um corte do paciente. Os algoritmos de reconstrução para estes equipamentos eram baseados na geometria do feixe paralelo Equipamentos de Segunda Geração Os equipamentos de segunda geração são baseados no mesmo método de translação-rotação dos tomógrafos de primeira geração, mas possuem algumas diferenças fundamentais. Nesta geração de tomógrafos, um conjunto de aproximadamente 30 detectores é atingido por feixes de raios X em forma de lápis. O resultado é uma geometria de feixe em forma de um pequeno leque com origem no tubo de raios X (Figura 16 B). Além disso, os raios são divergentes ao invés de paralelos, resultando em uma mudança significativa no algoritmo de reconstrução que agora deve ser capaz de manipular as informações obtidas a partir de uma projeção de um feixe em

31 forma de leque. Nestes equipamentos o conjunto de feixes realiza uma varredura do paciente para coletar os dados transmitidos. Após uma varredura, o tubo e o conjunto de detectores realizam um movimento de rotação, completando um ciclo. Este processo é repetido para 180º e é conhecido como varredura retro-linear com feixes em forma de lápis. O tubo de raios X realiza uma trajetória semicircular durante a varredura 64. O aumento do movimento de rotação, juntamente com o número de detectores resultou na diminuição do tempo de varredura, para algo entre 20 s a 3,5 min. Em geral, o tempo de varredura é inversamente proporcional ao número de detectores Equipamentos de Terceira Geração Este equipamento possui um feixe em forma de leque, que realiza um movimento constante de rotação de 360º em torno do paciente (Figura 16C). O tubo de raios X é acoplado a um conjunto de detectores em forma de arco (30 a 40º). Ao mesmo tempo em que o tubo de raios X e os detectores realizam um movimento de rotação, são coletados perfis das projeções e uma perspectiva é obtida para cada ponto fixo do tubo e detector. Esses equipamentos realizam a varredura em tempo menor que os discutidos anteriormente, em até menos de 1s, fazendo com que diminua a quantidade de artefatos gerados devido a movimento do paciente Equipamentos de Quarta Geração Os equipamentos de quarta geração possuem essencialmente dois tipos de geometria do feixe: um feixe em leque com o tubo de raios X realizando um movimento de rotação no interior de um conjunto (círculo) fixo de detectores (Figura 16D); e um feixe em leque com o tubo realizando um movimento de rotação externo ao conjunto de detectores (Figura 17) 64. No sistema com o tubo interno, a geometria do feixe descreve um leque amplo, e as suas bordas são projetadas em posições estabelecidas nos detectores. Enquanto o tubo se move ponto a ponto no interior do circulo apenas uma pequena porção do feixe incide em cada detector. Estes raios são produzidos seqüencialmente durante a trajetória circular. Os tempos de varredura são pequenos e variam de equipamento para

32 equipamento. Dependendo do fabricante e do algoritmo de reconstrução da imagem, o equipamento é projetado para uma geometria de feixe em que a borda do leque incide em um único detector, ao contrário dos sistemas de terceira geração 64. No sistema com tubo externo, o tubo gira ao mesmo tempo em que o conjunto de detectores é inclinado, fazendo com que o feixe incida apenas nos detectores que se encontram no lado oposto ao tubo de raios X. Este sistema elimina a geometria precária das outras configurações, onde o tubo encontra-se próximo do paciente. Entretanto, estes sistemas com inclinação dos detectores não são fabricados atualmente 64. Figura 16-Geometrias das quatro gerações de tomógrafos. (A), primeira geração, (B) segunda geração, (C) terceira geração e (D) quarta geração com tubo interno (Modificado de Seeram 64 ). Tubo Detectores Figura 17-Geometria da quarta geração com tubo externo.

33 2.3.6 Equipamentos de Múltiplos Detectores Atualmente a maioria dos equipamentos fabricados possui a tecnologia de Múltiplos Detectores, que adquire mais de uma secção do paciente a cada giro do tubo de raios X. Estes equipamentos são capazes de adquirir imagens de todo o corpo em menos de 20s. Entretanto, esta não é a realidade encontrada na maioria dos centros de diagnóstico por imagem do Brasil, já que o valor associados a esta tecnologia é bastante alto. 2.4 Características da Imagem em TC Os principais parâmetros que descrevem a imagem de TC são a resolução espacial de alto contraste, a resolução de baixo contraste e os artefatos de imagem. Além disso, dois fatores interferem na qualidade da imagem médica e na segurança: o tempo de aquisição de dados e a dose de radiação por imagem. Comparadas à radiografia convencional, as imagens por TC apresentam melhor resolução de baixo contraste, maior perda de nitidez de detalhe, além de mais ruídos e artefatos. Quanto ao tempo de aquisição de dados, embora reduções significativas tenham ocorrido ao longo dos trinta anos alcançando menos de 0,5 s por revolução do tubo, é maior do que o tempo de exposição das radiografias convencionais. As doses de radiação por exame ainda são sensivelmente maiores 8. Este assunto será discutido com mais detalhes no capítulo Resolução de baixo contraste O grande avanço da qualidade da imagem de TC sobre a radiografia convencional encontra-se na sensibilidade de contraste ou resolução de baixo contraste, que determina a capacidade de visualização de contrate entre tecidos que diferem muito pouco em suas densidades (Figura 18). A resolução de baixo contraste em TC é afetada por muitos fatores, incluindo: o fluxo de fótons que atinge os detectores, espessura de corte, tamanho do paciente, sensibilidade do detector, algoritmo de reconstrução, apresentação e registro da imagem e ruído. Um exemplo de resolução de baixo contraste que pode ser usado é a diferenciação entre substância branca e cinzenta no cérebro 8.

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