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Comissão Nacional de Energia Nuclear CENTRO DE DESENVOLVIMENTO DA TECNOLOGIA NUCLEAR

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Comissão Nacional de Energia Nuclear

CENTRO DE DESENVOLVIMENTO DA TECNOLOGIA NUCLEAR

Programa de Pós-Graduação em Ciência e Tecnologia das Radiações, Minerais e Materiais

Área de concentração: Ciência e Tecnologia das Radiações Orientador: Dr. Teógenes Augusto da Silva

Belo Horizonte 2013

ESTUDO DAS GRANDEZAS DOSIMÉTRICAS E DA QUALIDADE DA IMAGEM EM EXAMES PEDIÁTRICOS

DE TÓRAX E ABDÔMEN POR TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA

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II

Comissão Nacional de Energia Nuclear

CENTRO DE DESENVOLVIMENTO DA TECNOLOGIA NUCLEAR

Programa de Pós-Graduação em Ciência e Tecnologia das Radiações, Minerais e Materiais

ESTUDO DAS GRANDEZAS DOSIMÉTRICAS E DA QUALIDADE DA IMAGEM EM EXAMES PEDIÁTRICOS DE TÓRAX E ABDÔMEN POR

TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA

Tiago da Silva Jornada

Belo Horizonte 2013

Dissertação apresentada ao Curso de Pós-Graduação em Ciência e Tecnologia das Radiações, Minerais e Materiais, como requisito parcial à obtenção do Grau de Mestre

Área de concentração: Ciência e Tecnologia das Radiações

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III

AGRADECIMENTOS

Em especial ao meu orientador pela oportunidade e apoio, e a minha namorada por toda a compreensão ao longo destes dois anos distantes.

A Comissão Nacional de Energia Nuclear (CNEN) pela bolsa de estudo.

E a todos que de forma direta ou indireta colaboraram para a realização deste trabalho. Este trabalho é parte do projeto de Metrologia das Radiações em Medicina do Instituto Nacional de Ciência e Tecnologia (INCT).

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IV

“..Tente! (Tente!)

E não diga a vitória está perdida

Se é de batalhas que se vive a vida

Han!

Tente outra vez ”.

Raul Seixas

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V

RESUMO

Este trabalho teve como um dos objetivos o conhecimento das grandezas dosimétricas em exames de tomografia computadorizada pediátrica do tórax e do abdômen na cidade de Belo Horizonte. A justificativa para este objetivo está no fato da probabilidade de efeitos danosos à saúde, causados pela radiação, ser maior em crianças que em adultos e, diferentemente de outros países onde o conhecimento e controle dos valores das doses é fato normal, esta cultura de segurança ainda não existe no Brasil. Outro objetivo deste trabalho foi confrontar os valores das grandezas dosimétricas com os Níveis de Referência em Diagnóstico (NRD), aplicando, quando necessário, o processo de otimização e fazendo uma análise da qualidade diagnóstica das imagens obtidas com os parâmetros técnicos otimizados. O estudo foi realizado em cinco hospitais, sendo as grandezas Índice Ponderado de Kerma no Ar (Cw), Índice Volumétrico de Kerma no Ar (Cvol), Produto Kerma-Comprimento (PKL,CT), Dose Efetiva (E) e Dose Efetiva Normalizada (En) obtidas por meio de três métodos distintos: com uma câmara de ionização e um objeto simulador de tronco pediátrico, com filmes radiocrômicos e com o software CT-EXPO. O processo de otimização, aplicado em apenas um hospital, consistiu de sugestões para variações na corrente (mA) e da tensão (kV) do tubo no protocolos para a obtenção de exames de tomografia do abdômen. A metodologia para a análise da qualidade diagnóstica foi feita a partir da Distribuição Normal e Análise ROC, ambas de cunho inédito, pela análise da resolução espacial através da obtenção da MTF e julgamento quantitativo e qualitativo do ruído. Os resultados obtidos para as grandezas dosimétricas mostraram uma diferença significativa entre tomógrafos singleslice e multi-slice, mas com valores abaixo do NRD recomendado. Os valores obtidos com o processo de otimização indicaram que é possível reduzir a exposição do paciente pediátrico à radiação, mesmo quando as doses são consideradas baixas, não acarretando na perda em qualidade diagnóstica. A obtenção de doses com valores muito inferiores aos NRD pode induzir ao aumento da exposição à radiação, na tentativa de ganho na qualidade diagnóstica da imagem; porém, os resultados das análises mostraram que não houve ganho significativo na qualidade da imagem, tornando o procedimento uma prática não justificada. Com base nos resultados, foi possível afirmar que as grandezas dosimétricas envolvidas em procedimentos tomográficos pediátricos estão abaixo dos NRD recomendados, porém que há espaço para o

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VI

processo de otimização, preservando ainda mais a integridade física do paciente e mantendo a adequada qualidade diagnóstica da imagem tomográfica.

Palavras-chaves: Tomografia Pediátrica – Grandezas dosimétricas em TC – Níveis de Referência em Diagnóstico – Otimização – Qualidade diagnóstica da imagem.

ABSTRACT

This work had the objective to achieve the knowledge of the dosimetric quantities related to chest and abdomen computed tomography (CT) examinations of pediatric patients, in Belo Horizonte city. The reason of this work is based on the fact that the probability of health detriment in children, which it may be caused by radiation, is higher than in adults. Besides, although in many countries the knowledge and control of patient doses is a normal procedure, this safety culture does not exist in Brazil. Another objective of this work was to compare the dosimetric quantity values with the Diagnostic Reference Levels (DRLs); when it was needed, an optimization process was applied and the quality of the diagnostic image obtained with the optimized technical parameters was analyzed. This study was carried out in five hospitals, where the weighted air kerma index (Cw), the volumetric air kerma index (Cvol), the air kerma – length product (PKL,CT), the Effective Dose (E) and the Normalized Effective Dose (En) were determined; three methods were adopted for measurements: the ionization chamber inside a chest pediatric phantom, radiochromic films and the CT-EXPO software. The optimization process was applied to a single hospital through variations in the current (mA) and voltage (kV) of the x-ray tube for the protocols used for abdomen CT examinations. The analysis of the quality of the diagnostic image was done by Normal Distribution and ROC analysis; spatial resolution analysis was used through MTF determination and the noise level was judged in terms quantitative and qualitative. Results of the dosimetric quantities showed that they significantly differed between single-slice and multi-slice tomography units, but their values were always below the recommended DRLs. The optimized values of the dosimetric quantities obtained after the optimization process showed that it was possible to reduce the radiation exposure of pediatric patient without losing the image quality, despite the low dose values found. Dose values very lower than DRLs might induce to an unjustified practice of increasing the dose for improving the image diagnostic quality; the results showed that if it was done there was not a relevant change in the quality. Based on the results of this

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VII

work, it was possible to state that the dosimetric quantity values in the studied pediatric tomographic procedures were lower than DRLs, but there was still room of optimization for patient protection and to maintain an adequate image diagnostic quality in computed tomography.

Keywords: Pediatric CT - Quantities dosimetric in CT - Diagnostic Reference Levels -

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LISTA DE FIGURAS

Figura 1: Sistemas de coordenadas. Pontos dentro do objeto são descritos por coordenadas fixas (x,y). Os raios – X (linha tracejada) são descritos pelo seu ângulo (ϕ) com o eixo y, e por r a distância até a origem. A

coordenada s denota a distância ao longo do raio. Adaptada de (CHIRO E RODNY, 1976). ...27

Figura 2: Três projeções (P1, P2, P3) usadas para formar a imagem, resultando em uma representação borrada da imagem original (SMITH, 1999). ...30

Figura 3: Retroprojeção filtrada usada para formar a imagem, resultando em uma representação matemática idêntica a imagem original (SMITH, 1999). ...31

Figura 4: Aquisição com um aparelho SDCT e com um aparelho MDCT. Com o aparelho MDCT é possível cobrir uma parte maior do paciente em um único corte (HIGASHIOMIYA, 2013). ...33

Figura 5: Escala de Hounsfield (MAIERHOFER, MAZZETTI, 2001) ...37

Figura 6: Tabela de tradução LUT...38

Figura 7: Funções de espalhamento: PSF, LSF e ESF (BUSHBERG, SEIBERT, LEIDHOLDT e BONNE, 2002). ...40

Figura 8: Exemplo do espaçamento mínimo chamado de resolução espacial (WOLBARST 1993)...40

Figura 9: Conjunto de pares de linhas com diferentes espessuras para a avaliação da resolução espacial (CURRY, DOWDEY e MURRY, 1990). 41 Figura 10: Curva característica da MTF. Adaptada de SEERAM, 2009. ...41

Figura 11: Gráfico comparativo da MTF para três aparelhos tomográficos. Adaptada de SMITH, 1999. ...42

Figura 12: Função sinusoidal ilustrada para representar o conceito de frequência espacial. Adaptada de JIANG, 2009. ...43

Figura 13: Representação da curva normal reduzida. (DODGE, 1981). ...63

Figura 14: Representação gráfica da distribuição normal para 95% de confiança (CORREA, 2003). ...63

Figura 15: Matriz de contingência ...67

Figura 16: Representação da curva ROC com os critérios de seleção. A linha amarela representa o melhor resultado ou excelente, a rosa um resultado bom e a azul um resultado sem valor diagnóstico. Adaptada de UNMC (2008). ...70

Figura 17: Câmara de ionização e orientações para medições no objeto simulador. ...72

Figura 18: Objeto simulador adulto (direita A) e objeto simulador pediátrico e neonato (direita B) do programa computacional CT-EXPO...73

Figura 19: Campos técnicos para serem ajustados no CT-EXPO. ...74

Figura 20:Sistema de calibração em raios-X: câmara de ionização posicionada após a janela de colimação (a); visão frontal do aparelho de raios –X com a filtração (b). ...76

Figura 21: Sistema de irradiação do filme radiocrômicos em raios-X: filme posicionado no mesmo lugar da câmara de ionização (a) e o filme após a irradiação (b). ...76

Figura 22: Posicionamento em um tomógrafo do objeto simulador com filmes radiocrômicos inseridos. ...77

Figura 23: Procedimentos para tratamento dos filmes radiocrômicos após serem irradiados. ...78 Figura 24: Objeto simulador usado para testes de controle de qualidade, com as especificações das regiões para

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III

Figura 25: Distribuição das cinco ROI’s na imagem, desvio padrão e média aritmética para cada um das ROI obtidos com o software JiveX®. Para uma melhor visualização foi ampliada uma das ROI, como indica a seta. 81 Figura 26: Distribuição das ROI na imagem, desvio padrão e média aritmética de cada ROI obtido com o

software JiveX®. Para uma melhor visualização foi ampliada uma das ROI, como indica a seta. ...82

Figura 27: Critérios adotados para a elaboração da matriz de contingência...83

Figura 28: Imagem da região 3 usada para análise da resolução espacial. ...83

Figura 29: Ilustração da ROI adotada para a obtenção da análise quantitativa do ruído. ...85

Figura 30: Software Quantikov usado para a subtração das imagens e visualização do ruído resultante no processo de otimização. ...85

Figura 31: Gráfico comparativo entre os valores de Cw e Cvol nos exames de TC pediátricas do tórax. ...93

Figura 32: Gráfico comparativo entre os valores de Cw e Cvol nos exames de TC pediátricas do abdômen. ...94

Figura 33: Gráfico comparativo entre os valores do PK, L, CT nas TC pediátricas do tórax e do abdômen. ...96

Figura 34: Gráfico comparativo entre os valores para a Dose Efetiva Normalizada (En) nos exames de TC pediátricas do tórax e do abdômen. ...98

Figura 35: Gráfico comparativo entre o NRD da ICRP 87 (2000) e os valores do Cw obtido para os exames de TC pediátricas do tórax e do abdômen. ...99

Figura 36: Gráfico comparativo entre o Cvol obtido para as TC pediátricas do abdômen com estudos realizados em outras partes do mundo. ... 100

Figura 37: Gráfico comparativo para os valores da Dose Efetiva Normalizada (En) nas TC pediátricas do tórax e do abdômen com estudos de outros autores e o recomendado pela AAPM 96 (2008). ... 101

Figura 38: Resposta do filme radiocrômico em tons de cinza, na radiação de referência RQT9, com 1,374 mGy.cm. ... 102

Figura 39: Resposta do filme radiocrômico em tons de cinza, na radiação de referência RQT9, com 2,607 mGy.cm. ... 102

Figura 40: Resposta do filme radiocrômico em tons de cinza, na radiação de referência RQT9, com 5,370 mGy.cm. ... 103

Figura 41: Resposta do filme radiocrômico em tons de cinza, na radiação de referência RQT9, com 10,670 mGy.cm. ... 103

Figura 42: Resposta do filme radiocrômico em tons de cinza, na radiação de referência RQT9, com 21,22 mGy.cm. ... 104

Figura 43: Curva de calibração para o lote de filmes radiocrômicos calibrados no LCD do CDTN. ... 105

Figura 44: Comportamento ótico do filme radiocrômico irradiado dentro do objeto simulador no hospital B, com os parâmetros técnicos para exames de TC pediátricas do tórax. ... 106

Figura 45: Comportamento ótico do filme radiocrômico irradiado dentro do objeto simulador no hospital C, com os parâmetros técnicos para exames TC pediátricas do tórax. ... 107

(11)

IV

Figura 46: Comportamento ótico do filme radiocrômico irradiado dentro do objeto simulador no hospital D,

com os parâmetros técnicos para exames de exames de TC pediátricas do tórax. ... 107

Figura 47: Valores para o Cw obtidos com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos em comparação com o DLR recomendado pela ICRP 87 (2000). ... 114

Figura 48: Comportamento nos valores do Cw em função da corrente aplicada ao tubo nos procedimentos para a obtenção das TC pediátricas do abdômen. ... 125

Figura 49: Extrapolação dos valores referentes a variação do Cw em função da corrente. ... 126

Figura 50: Imagem obtida com o protocolo original e o intervalo de confiança para cada ROI. ... 127

Figura 51: Imagens obtidas com os parâmetros otimizados. ... 127

Figura 52: Intervalos de confiança das ROI para as imagens otimizadas. ... 128

Figura 53: Gráfico da relação entre confiabilidade e Cw para a obtenção de exames de TC pediátricas do abdômenno hospital E. 130 Figura 54: Curva ROC da imagem obtida com os parâmetros técnicos de exposição para a obtenção de exames de TC pediátrica do abdômen no hospital E. ... 131

Figura 55: Curva ROC do protocolo sugerido A. ... 133

Figura 56:Curva ROC obtida com o protocolo sugerido B. ... 134

Figura 57: Curva ROC obtida com o protocolo sugerido C. 135 Figura 58:Curva ROC obtida com o protocolo sugerido D. 137 Figura 59: Curva ROC obtida com o protocolo sugerido E... 138

Figura 60: Curva ROC com o protocolo sugerido F. ... 140

Figura 61: Relação entre os valores das AUC e dos CW. ... 141

Figura 62: Da esquerda para a direita temos: Imagem original (a), a LSF (b) e MTF (c). ... 142

Figura 63: Comportamento gráfico da LSF em 2D e da MTF em 2D e 1D. ... 142

Figura 64: LSF e MTF geradas a partir dos protocolos sugeridos para a obtenção de exames de TC pediátricas do abdômen no hospital F. 143 Figura 65: Imagem obtida com o protocolo original. A linha azul mostra o comportamento do ruído ao longo do eixo horizontal, e a linha vermelha o comportamento do ruído no eixo vertical. 146 Figura 66: Ruído resultante da subtração das imagens obtidas com: A) Protocolo sugerido A com protocolo original, B) Protocolo sugerido B com protocolo original, C) Protocolo sugerido D com o protocolo original, D) Protocolo sugerido D com o protocolo original. ... 148

Figura 67: Ruído resultante da subtração das imagens obtidas com: A) Protocolo sugerido F com protocolo original, B) Protocolo sugerido E com o protocolo original. ... 149

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V

LISTA DE TABELAS

Tabela 1: Valores do fator de conversão k (AAPM, 2008) ...58

Tabela 2: Valor crítico e nível de confiança correspondente. ...64

Tabela 3: Relação dos tomógrafos pesquisados no presente trabalho. ...86

Tabela 4: Valores das constantes para o cálculo das grandezas dosimétricas e da dose efetiva normalizada. ....87

Tabela 5: Parâmetros técnicos para a obtenção de exames de TC pediátricas do tórax em cada hospital. ...88

Tabela 6: Parâmetros técnicos para a obtenção de exames de TC pediátricas do abdômen em cada hospital. ...88

Tabela 7: Medidas com a câmara de ionização inserida em cada posição do objeto simulador, nos protocolos de TC pediátricas do tórax em cada hospital. ...90

Tabela 8: Medidas com a câmara de ionização inserida em cada posição do objeto simulador, nos protocolos de TC pediátricas do abdômen em cada hospital...90

Tabela 9: Índices de kerma (mGy) no centro e na periferia no objeto simulador em cada um dos hospitais para os protocolos de obtenção de exames de TC do tórax e do abdômen. ...91

Tabela 10: Valores para o Cw e Cvol nos exames de TC pediátricas do tórax ...92

Tabela 11: Valores para o Cw e Cvol nos exames de TC pediátricas do abdômen. ...92

Tabela 12: Valores para o PKL,CT nos exames de TC pediátricas do tórax e do abdômen...95

Tabela 13: Valores da dose efetiva normalizada, En, nos exames de TC pediátricas do tórax e do abdômen. ...97

Tabela 14: Parâmetros obtidos para a calibração dos filmes radiocrômicos e faixa de kerma no ar. ... 101

Tabela 15: Relação das instituições onde foram testado os filmes radiocrômicos. ... 106

Tabela 16: Valores da integral da área da resposta do filme radiocrômico, em cada posição no objeto simulador, com os parâmetros para exames de TC pediátricas do tórax... 108

Tabela 17: Valores obtidos com a curva de calibração dos filmes radiocrômicos nas três instituições com os parâmetro para exames de TC pediátricas do tórax e do abdômen. ... 109

Tabela 18: Comparativo entre os valores das grandezas dosimétricas obtidas com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos, no hospital B para exames de TC pediátricas do tórax. ... 110

Tabela 19: Comparativo entre os valores das grandezas dosimétricas obtidas com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos, no hospital B para exames de TC pediátricas do abdômen . ... 110

Tabela 20: Comparativo entre os valores das grandezas dosimétricas obtidas com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos, no hospital C para exames de TC pediátricas do tórax. ... 111

Tabela 21: Comparativo entre os valores das grandezas dosimétricas obtidas com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos, no hospital B para exames de TC pediátricas do abdômen. ... 112

Tabela 22: Comparativo entre os valores das grandezas dosimétricas obtidas com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos, no hospital B para exames de TC pediátricas do tórax. ... 113

Tabela 23: Comparativo entre os valores das grandezas dosimétricas obtidas com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos, no hospital B para exames de TC pediátricas do abdômen. ... 113

(13)

VI

Tabela 24: Relação dos hospitais nas quais foi usado o CT-EXPO. ... 115 Tabela 25: Comparativo entre os valores obtidos com o CT-EXPO 1.7.1 com os valores experimentais obtidos com a câmara de ionização no hospital A. ... 116 Tabela 26: Comparativo entre os valores obtidos com o CT-EXPO 1.7.1 com os valores experimentais obtidos com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos no hospital B. ... 117 Tabela 27: Comparativo entre os valores obtidos com o CT-EXPO 1.7.1 com os valores experimentais obtidos com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos no hospital C. ... 119 Tabela 28: Comparativo entre os valores obtidos com o CT-EXPO 1.7.1 com os valores experimentais obtidos com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos no hospital D. ... 121 Tabela 29: Protocolos sugeridos com variações para o mA e kV para exames de TC pediátricas do abdômen no hospital E. ... 123 Tabela 30: Valores comparativos entre as grandezas dosimétricas obtidas com o protocolo original e com os protocolos sugeridos. ... 124 Tabela 31: Probabilidades de cada ROI apresentar pixels com valor de 0 HU, para imagens obtidas com os parâmetros técnicos de exposição do protocolo original e otimizados para a obtenção das TC pediátricas do abdômen. ... 129 Tabela 32: Classificados de qualidade para a imagem obtida com os parâmetros técnicos do protocolo original para a obtenção de exames de TC pediátricas do abdômen ... 132 Tabela 33: Classificados de qualidade para a imagem obtida com os parâmetros técnicos do protocolo original sugerido A. ... 133 Tabela 34: Classificados de qualidade para a imagem obtida com os parâmetros técnicos do protocolo original sugerido B. ... 135 Tabela 35: Classificados de qualidade para a imagem obtida com os parâmetros técnicos do protocolo sugerido C. ... 136 Tabela 36: Classificados de qualidade para a imagem obtida com os parâmetros técnicos do protocolo sugerido D. ... 137 Tabela 37: Classificados de qualidade para a imagem obtida com os parâmetros técnicos do protocolo original sugerido E. ... 139 Tabela 38: Classificados de qualidade para a imagem obtida com os parâmetros técnicos do protocolo original sugerido F... 140 Tabela 39: Frequências espaciais e resolução espacial obtidas com os protocolos sugeridos para a obtenção de exames de TC pediátricas do abdômen no hospital F. ... 144 Tabela 40: Valores para o ruído nas imagens obtidas com o protocolo original e com sugeridos. ... 146 Tabela 41: Relação entre o ruído e a dose efetiva normalizada. ... 147 Tabela 42: Cálculo da incerteza na obtenção do PkL para a calibração dos filmes radiocrômicos. ... Erro! Indicador

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VII

Tabela 43: Cálculo da incerteza da calibração do filme radiocrômico. ... 165 LISTA DE ABREVIATURAS E SIGLAS

AAPM American Association of Physicists in Medicine

ALARA As Low As Reasonably Achievable

EMI Eletrical and Musical Industries

ESF Edge Spread Function

FDA Food and Drug Administration

HU Hounsfield units

IAEA International Atomic Energy Agency

ICRP International Commission on Radiological Protection

IPEN Instituto de Pesquisa Energéticas e Nucleares LET Transferência linear de energia

LUT Lookup Tables

LCD Laboratório de Calibração de dosímetros

LSF Line Spread Function

MDCT Multi-detector-row CT

MTF Frequência Transferência de Modulação

NCRP National Council on Radiation Protection and Measurements

NRD Nível de Referência em Diagnóstico

PMMA Polimetilmetacrilato

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VIII

PSF Point Spread Function

SNR Signal to noise ratio

SCDCT Single-detector-row CT

RGB Red, Gren e Blue

RQT Radiation Quality Tomography

ROC Receiver Operating Characteristic

ROI Região de interesse

TC Tomografia computadorizada

Voxel Volume element

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IX ÍNDICE RESUMO ... V ABSTRACT ... VI LISTA DE FIGURAS ... II LISTA DE TABELAS ... V ÍNDICE ... IX 1. INTRODUÇÃO ... 18 2. OBJETIVOS ... 20 3. REVISÃO DA LITERATURA ... 21

3.1.O NASCIMENTO DA TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA...21

3.2.A CHEGADA DA TOMOGRAFIA NO BRASIL E A ARQUITETURA ATUAL DOS TOMÓGRAFOS ...23

3.3.A FÍSICA E A MATEMÁTICA DA TOMOGRAFIA ...25

3.3.1. Princípios básicos ...25

3.3.2. Princípios avançados ...27

3.3.2.1. Retroprojeção ...29

3.3.2.2. Retroprojeção Filtrada ...31

3.4.SDCT E MDCT ...32

3.5. APRESENTAÇÃO DE UMA IMAGEM TOMOGRÁFICA ...35

3.6.QUALIDADE DA IMAGEM ...39

3.6.1. Função de espalhamento (‘Spread Functions”) ...39

3.6.2. RESOLUÇÃO ESPACIAL E MTF ...40

3.6.3.RUÍDO ...44

3.7.EFEITOS DANOSOS A SAÚDE ...44

3.7.1. Indicações clínicas para um exame de TC pediátrica ...46

3.8.NÍVEIS DE REFERÊNCIA EM DIAGNÓSTICO (NRD) ...48

3.8.1. Otimização...49

3.9.GRANDEZAS DE PROTEÇÃO RADIOLÓGICA: ...50

3.9.1 Grandezas de uso exclusivo em procedimentos tomográficos ...52

(17)

X

3.10.INFERÊNCIA ESTATÍSTICA,RUÍDO E MTF ...59

3.10.1. Distribuição normal ...59

3.10.2 Análise ROC ...65

3.10.3. Curva ROC ...68

3.10.3.Área sobre a curva ROC ...70

4.1.MEDIÇÕES COM A CÂMARA DE IONIZAÇÃO ...72

4.2.PROGRAMA COMPUTACIONAL CT-EXPO ...73

4.3.FILMES RADIOCRÔMICOS ...75

4.4. PROCESSO DE OTIMIZAÇÃO ...79

4.4.1.ANÁLISE E JULGAMENTO DA IMAGEM ...79

4.4.1.2 .Distribuição normal ...79 4.4.1.3. Análise ROC ...81 4.4.1.4. Resolução espacial – MTF ...83 4.4.1.5. Análise do ruído ...84 5. RESULTADOS... 86 5.1.GRANDEZAS DOSIMÉTRICAS ...86

5.1.1. Resultados experimentais com a câmara de ionização ...86

5.1.2. Filmes radiocrômicos ... 101

5.1.3. CT-EXPO 1.7.1 ... 115

5.2. OTIMIZAÇÃO ... 122

5.2.1.ANÁLISE E JULGAMENTO DA QUALIDADE DIAGNÓSTICA DAS IMAGENS OBTIDAS NO PROCESSO DE OTIMIZAÇÃO ... 127

5.2.2Distribuição Normal ... 127 5.2.2. Análise ROC ... 131 5.2.3. Resolução espacial - MTF ... 141 5.2.4. Análise do ruído ... 145 6. CONCLUÖES ... 150 7.REFERÊNCIAS... 152 8. APÊNDICE ... 164 ANEXO ... 164 A ... 164 FONTES DE INCERTEZA... 164 ANEXO ...18 B ...18

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(19)
(20)

18

1. INTRODUÇÃO

O desenvolvimento da Tomografia Computadorizada (TC) como modo de aquisição de imagens médicas e seu constante avanço tecnológico ao longo dos anos fez sua aplicação crescer, sendo atualmente uma das mais importantes técnicas radiológicas de fácil acesso para grande parte da população (BRENNER, DAVID e HALL, 2007). Dentro deste contingente populacional, o público pediátrico tem aumentando ao longo dos anos; por exemplo, no ano de 1980 foram realizadas três milhões de exames tomográficos nos Estados Unidos da América, passando no ano de 1996 para 62 milhões, sendo que quatro milhões foram realizadas em crianças (BRENNER, DAVID e HALL, 2007); estima-se que, de todos os exames por TC realizados mundialmente, 10% são feitos em crianças (BAERT, KNAUTH e SARTOR, 2007).

A consequência da disseminação desta técnica nas práticas médicas é vista no aumento da dose coletiva devido à exposição de pacientes, pois as doses decorrentes da sua utilização são muito superiores às decorrentes da exposição provinda de qualquer outra técnica de radiologia convencional (NCRP, 1987).

O aumento significativo do número de exames médicos com TC, associado ao aumento de dose, conduzirá presumivelmente ao acréscimo na probabilidade no desenvolvimento de efeitos danosos, particularmente em crianças, segundo vários estudos epidemiológicos (PIERCE et al., 2012) (PIERCE e PRESTON, 2000) (BRENNER, 2002) (BRENNER, ELLISTON, HALL e BERDEN, 2002).

O cenário atual requer uma política de proteção radiológica visando o conhecimento e o controle das doses de radiação envolvida em procedimentos tomográficos pediátricos. O ensaio para a base dosimétrica visando à proteção radiológica dos pacientes ocorreu em 2001, na Conferência de Málaga, dispondo sobre os procedimentos radioterápicos, radiodiagnósticos e os aqueles que dizem respeito à medicina nuclear (IAEA, 2007). A forma mais usada para a estimativa das doses em TC é através de medidas com uma câmara de ionização livre no ar ou inserida em um objeto simulador da cabeça ou do tronco, estimando a grandeza dosimétrica Índice de Dose em Tomografia Computadorizada (CTDI), adotada como referência (MAIA, 2005). A Agência Internacional de Energia Atômica, IAEA, sugere

(21)

19

o uso do termo Índice de Kerma (C) em substituição ao CTDI, porém as duas têm o mesmo, procedimento de obtenção e igual valor numérico (IAEA, 2007).

O propósito do conhecimento dos valores das grandezas dosimétricas é a possibilidade da sua comparação com os Níveis de Referência em Diagnóstico (NRD). Os NRD são usados como um nível de investigação (uma ferramenta para garantia da qualidade) para consulta, não devem ser usados como valores exatos para serem adotadas ou usados como restrição de dose. O objetivo do NRD é evitar a exposição do paciente a doses que não contribuam para a proposta clínica de uma imagem diagnóstica, exames não justificados, e indicar a necessidade do início no processo de otimização (ICRP, 2011A).

A Society for Pediatric Radiology, criada em 1981 nos Estados Unidos, para promover a excelência em cuidados na saúde pediátrica (PEDRAD, 2005), criou a Alliance for

Radiation Safety in Pediatric Imaging e lançou em 2008, uma campanha intitulada Image Gently (IMAGE GENTLY, 2008). O objetivo da campanha é mudar as atitudes nas práticas

radiodiagnosticas médicas e nos exames de ultra-som, aumentando a consciência do corpo clínico, dos pais e da população, visando promover a proteção radiológica do público pediátrico na obtenção de imagens radiológicas. Atualmente a campanha, já alcançou 18.100 profissionais na área médica, ocasionando declarações de médicos preocupados com os níveis de radiação nos exames de TC pediátricas (PEDRAD, 2005).

O estado da Califórnia nos EUA sancionou uma lei que obriga os prontuários médicos a constarem os valores das grandezas dosimétricas envolvidas nos procedimentos tomográficos (UCDAVIS, 2012). No Brasil não há ainda, uma atitude semelhante por parte das autoridades competentes, adicionalmente, estudos sobre os valores das grandezas dosimétricas em procedimentos tomográficos pediátricos são praticamente inexistentes, (VILARINHO).

Em radiologia, não basta somente um controle sobre a quantidade de radiação fornecida ao paciente em um procedimento tomográfico, pois a qualidade diagnóstica da imagem tem papel fundamental. Imagens de má qualidade podem não detectar a lesão, acarretando em danos praticamente irreversíveis ao paciente (SOCIEDADE BRASILEIRA DE ENDOCRINOLOGIA E COLÉGIO BRASILEIRO DE RADIOLOGIA, 2006), e na possibilidade da repetição do exame aumentando à exposição do paciente a radiação.

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Atualmente a legislação brasileira não dispõe de dados sobre a qualidade diagnóstica da imagem em exames de TC, e tampouco pouco sobre a relação com as grandezas dosimétricas quando aplicado o processo de otimização nos procedimentos para a obtenção de imagens diagnósticas com tomografia computadorizada.

2. OBJETIVOS

O objetivo deste trabalho é quantificar as grandezas dosimétricas específicas de tomografia computadorizada para pacientes pediátricos submetidos a exames do tórax e do abdômen em algumas instituições da cidade de Belo Horizonte, verificando sua conformidade com os níveis de referência para radiodiagnóstico.

Este trabalho visa também ensaiar a aplicação do processo de otimização em um hospital estudando a relação entre as grandezas dosimétricas e a qualidade diagnóstica da imagem.

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3. REVISÃO DA LITERATURA

3.1. O nascimento da tomografia computadorizada

Na concepção da ideia da tomografia computadorizada outros personagens tiveram contribuições científicas decisivas para que este feito acontecesse, dentre eles Bocage, Cormack, Tyutin, Tele’baun, Oldentorf e Takahashi (FRIEDLAND e THURBER, 1996).

Bocage, em 1921, desenvolveu um método de aquisição de uma radiografia capaz de demonstrar a anatomia de uma fina seção do corpo, através do movimento de um tubo de raios–X do lado oposto a um filme, conhecida como tomografia linear (FRIEDLAND e THURBER, 1996).

Quarenta anos após, por volta de 1960, para obter imagens da anatomia no plano transversal, surgiram tentativas em desenvolver a Tomografia Computadorizada (TC). A técnica usava um feixe fino de raios–X, onde as diferentes atenuações sofridas pelo feixe eram medidos e apresentados em corte axial, havendo a necessidade do uso de cálculos matemáticos para reconstruir a imagem (FRIEDLAND e THURBER, 1996).

O problema da reconstrução foi descrito por Gordon e Herman, (1974) como: “ Realizando uma amostragem de todas as possíveis projeções de um objeto, estima-se a distribuição de densidade do mesmo”. Algoritmos adequados para a reconstrução de imagens em TC foram desenvolvidos por cientistas e matemáticos, até mesmo antes da descoberta dos raios–X, alguns destes algoritmos empregavam a transformada de Fourier.

Fourier foi um físico e matemático francês, no ano de 1911, realizou cálculos que descreveram um mapeamento de uma função espacial (ou temporal) em uma função de frequência. O teorema de Fourier estabeleceu que qualquer função podia ser decomposta em senos e cossenos através de um procedimento matemático (FRIEDLAND e THURBER, 1996).

As imagens tomográficas atualmente para serem reconstruídas, em projeções com feixe paralelo ou em forma de leque, usam uma técnica conhecida como retroprojeção filtrada

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(convolução), sendo importante o uso da transformada de Fourier junto com o processo de filtração para torná-lo mais eficiente (FRIEDLAND e THURBER, 1996).

Em 1939, o tecnólogo britânico Watson teve a ideia de usar a tomografia axial (WEBB, 1992); em 1947, na Itália, foram documentadas e publicadas as ilustrações do uso clínico da tomografia transversal axial realizada por Velebona (VELEBONA, 1950). A descrição do uso de um tomógrafo computadorizado deu-se em 1958 por Korembluym, Tele’baum e Tyutin, pesquisadores do Instituto Politécnico de Kiev, na Ucrânia, que descreveram algoritmo e um sistema analógico computacional de televisão para a obtenção de imagens radiográficas de finas seções tomográficas (FRIEDLAND e THURBER, 1996).

No Centro de Administração Médica dos Veteranos de Wadsworth, em Los Angeles, um neurologista chamado Oldendorf descreveu um método bruto de reconstrução de imagens conhecido como retroprojeção; mas, em 1940, Gabriel Frank patenteou a invenção da retroprojeção ótica. No ano de 1957, foi publicado o invento de um equipamento que podia obter cortes axiais usando métodos manuais e óticos realizados por Takahashi no Japão, as contribuições de Takahashi, juntamente com Oldendorf e Frank, foram de extrema significância para o desenvolvimento da tomografia computadorizada, pois até o início dos anos 80 usava-se o método da retroprojeção filtrada computacionalmente, desde então usou-se a transformada de Fourier rápida (FRIEDLAND e THURBER, 1996).

O físico sul africano Cormack, na Universidade de Cape Town, desenvolveu um algoritmo preciso para a reconstrução de projeções radiográficas, baseado no “método de descascar cebola”, testado inicialmente em simuladores simples e depois na tomografia computadorizada (FRIEDLAND e THURBER, 1996).

Entre os anos de 1964 e 1970, dois chefes de engenharia chamados Kuhl e Roy Edwards, do Hospital de Engenharia da Universidade da Pensilvânia, construíram dois tomógrafos computadorizados, usando como fonte emissora radioativa o amerício - 241: o Marck II e Marck III. A principal característica do Markc II era um par de detectores de cintilação opostos ao corpo do paciente, realizando um movimento de translação ao redor do paciente, com as imagens reconstruídas por retroprojeção simples e linear (FRIEDLAND e THURBER, 1996). Já Markc III era mais compacto, com movimento transversal, computador

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e visor acoplado (FRIEDLAND e THURBER, 1996) e a reconstrução das imagens era feita utilizando técnicas iterativas que atualmente são usadas pelos fabricantes de tomógrafos.

Em outubro de 1971, a Electrical and Musical Industries (EMI) instalou no Hospital

Atkinson Morley o primeiro tomógrafo clinicamente útil desenvolvido por Hounsfield, que

juntamente com Ambrose, um neurologista residente, realizaram mais de 70 tomografias; onde cada corte demorava aproximadamente quatro minutos, sendo armazenado o exame em fita magnética e um tempo de mais de dois dias para pós-processamento (FRIEDLAND e THURBER, 1996).

Hounsfield foi considerado um gênio, e o seu invento, a tomografia computadorizada, repercutiu no mundo científico da época; Hounsfield apareceu nas redes de televisão dos Estados Unidos e foi levado a publicar seus estudos. Ambrose ganhou destaque na revista do Instituto Britânico de Radiologia em Londres; junto com Hounsfield relatou suas descobertas no jornal do Instituo Britânico de Radiologia (FRIEDLAND e THURBER, 1996CT).

Em 1996 o Colégio Americano de Radiologia entregou a medalha de ouro a Hounsfield pelo resultado do seu trabalho; ele recebeu o prêmio Nobel de Medicina e Fisiologia em 1979, junto com Cormack que foi responsável pelo desenvolvido do algoritmo para reconstrução de imagens, pelo invento do primeiro tomógrafo clinicamente útil (FRIEDLAND e THURBER, 1996).

3.2. A chegada da tomografia no Brasil e a arquitetura atual dos tomógrafos

O Dr. Neil Garcia de Barros pode ser considerado o pai da tomografia computadorizada no Brasil. No ano final do ano de 1977, ele começou as atividades no hospital Beneficência Portuguesa, em São Paulo com primeiro tomógrafo no Brasil, era um aparelho primitivo, mas de excelente qualidade; cada corte demorava cerca de sete minutos; como não havia filmes de raios–X para o equipamento, usava-se filme polaroyd . No estado do Rio de Janeiro, em 28 de julho de 1977 , na Santa Casa de Misericórdia, o segundo tomógrafo no país começava a obter suas primeiras imagens tomográficas ( CARVALHO, 2007).

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A ideia ou princípio do funcionamento de um tomógrafo clinicamente útil mantém-se até os dias de hoje; trata-se de um tubo de raios – X conectado mecanicamente e eletronicamente a um sistema de detectores, que gira 360º em torno do paciente. A evolução dos tomógrafos foi apresentada ao longo dos anos por suas gerações: tomógrafos de primeira segunda, terceira e quarta gerações, cada uma possuindo características próprias (MOURÃO, 2007).

Atualmente, a grande maioria dos aparelhos de tomografia computadorizada em uso possuem características da terceira geração; os outros modelos caíram em desuso por propiciarem altas doses de radiação ao paciente e pouca eficácia na obtenção da imagem.

Independente de sua geração, qualquer tomógrafo apresenta sistema de varredura e sistema de computação compostos por: gantry, mesa, tubo de raios-X, colimador, gerador de tensão, detectores, sistema de aquisição, sistema de processamento de imagens, sistema de reconstrução de imagens, etc.

Os tomógrafos de terceira geração possuem um leque de detectores situados à frente do tubo do outro lado do gantry e igualmente espaçados. À medida que o tubo gira, os detectores movimentam-se na mesma velocidade e no mesmo sentido rotacional, garantindo a detecção dos raios–X oriundos do tubo.

O movimento do gantry em torno do paciente precisava ser cessado após cada giro de 360º, porque os detectores e o tubo de raios–X eram conectados por fios ao sistema de computação. No início dos anos 90, foi incorporada aos tomógrafos a tecnologia slip ring, que consiste no acoplamento de uma peça que permite que o gantry faça movimentos eliminando a necessidade de sua parada.

Com o slip ring, surge o modo helicoidal para aquisição de imagens tomográficas denominada tomografia computadorizada helicoidal. Na TC helicoidal, o paciente é movido através do gantry continuamente, enquanto o exame também é realizado ininterruptamente, o feixe de raios–X atravessa o paciente formando uma hélice; este modo de aquisição diminui o tempo de duração do exame, aproximadamente 30 s para TC de abdômen e permitiu a reconstrução de secções planas do corpo do paciente.

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Para obter o máximo proveito dos raios–X produzidos, a configuração original usada com uma única fileira de detectores foi substituída por múltiplas fileiras de detectores, denominados tomógrafos multi-slice, sendo estes dois tipos de aparelhos para tomografia computadorizada os dominantes no mercado.

3.3. A física e a matemática da tomografia

3.3.1. Princípios básicos

Em tomografia computadorizada, a energia média dos fótons de raios-X está na faixa de 20 a 70 keV (FEWELL, SHUPINGM, HAWKINS, 1981). Na faixa de energia entre 50 e 70 keV quando ocorre a interação com os tecidos moles, o processo de interação com a matéria predominante é o espalhamento Compton; já com energia média ou maio que 35 keV o efeito predominante é o efeito fotoelétrico. O efeito fotoelétrico, como mostra a Eq. 1, é fortemente dependente do número atômico z do material absorvedor e predominante a baixas energias E , sendo este o principal fato contribuidor para o contraste existente nas imagens médicas produzidas com métodos diagnósticos usando raios – X (LEO, 1994).

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onde varia entre 4 e 5.

Quando ocorre a interação da radiação com uma determinada região do corpo humano, parte desta energia é absorvida pelo meio e o restante seguirá seu curso normal. Em exames de tomografia computadorizada, a intensidade do feixe incidente antes da interação (I0) e a intensidade do feixe após a interação (I) é regida pela a lei do decaimento radiativo, conforme mostra a Eq.2.

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onde é o coeficiente de atenuação linear para a estrutura e é a distância percorrida pelo fóton.

A denotação médica ao coeficiente de atenuação ou a escala para descrever os coeficientes de atenuação inicialmente foi denominada como número EMI, fazendo alusão à empresa financiadora do projeto de desenvolvimento do tomógrafo. Posteriormente, esta escala foi expandida por um fator de dois, ficando conhecida como Hounsfield unit ou unidade Hounsfield (HU), em homenagem a quem creditam o título de pai da tomografia computadorizada.

Cada unidade de Hounsfield é equivalente a 0,1% da atenuação da água , e definida pela Eq. 3 ( RADON, 1986).

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Onde é o coeficiente de atenuação linear. A água na escala Hounsfield tem valor 0, o ar -1000 e o osso dependendo do tipo e composição tem na escala Hounsfield o valor em torno de +1000. Habitualmente, para se referir aos números Hounsfield, usa-se a expressão número de CT ou unidade Hounsfield.

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3.3.2. Princípios avançados

Um sistema de coordenadas é usado para descrever o ponto do corte tomográfico como mostra a Fig. 1. A contribuição de cada ponto no plano é detectada e gera o sinal, que será apresentado por uma função de densidade que, na tomografia computadorizada, representa o coeficiente de atenuação linear .

Figura 1: Sistemas de coordenadas. Pontos dentro do objeto são descritos por coordenadas fixas (x,y). Os raios – X (linha tracejada) são descritos pelo seu ângulo (ϕ) com o eixo y, e por r a distância até a origem. A

coordenada s denota a distância ao longo do raio. Adaptada de (CHIRO E RODNY, 1976).

O trajeto dos raios–X é descrito pelas coordenadas , as quais são giradas conforme a mesma orientação dos raios. Cada ponto é especificado na coordenada por ( , onde é o ângulo entre o raio e o eixo , a distância até a origem e a coordenada representa o caminho ao longo do raio – X (CHIRO e RODNEY, 1976).

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A integral das coordenadas ao longo da trajetória do raios–X é denominada como raios-soma explicitada na Eq. 4 abaixo.

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Para cada raios–X o raio-soma é proporcional ao logaritmo do sinal do detector. Esta relação é válida porque um feixe monoernergético de fótons é transmitido com intensidade

dada pela Eq. 5:

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Onde é a intensidade do feixe incidente, e usando a relação obtemos o raio-soma, partindo da Eq. 6 ( como sendo:

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O conjunto completo de raios-soma em determinado ângulo é chamado de projeção. Para determinar a projeção do sistema é preciso saber a coordenada que passa sobre um ponto e no ângulo , pode obter-se através da Eq. 7.

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As coordenadas representam uma função tridimensional, com um número infinito de projeções necessárias para ser reconstruída. Porém na prática, é calculada para um finito número de pontos e projeções. Considerando um objeto confinado em um domínio circular de diâmetro , e seus pontos reconstruídos e arranjados retangularmente em um espeço em seguida teremos pontos no diâmetro principal, e cada célula quadrada de largura representará o pixel (discutido mais a frente) da imagem.

Portanto, é possível obter a partir do conjunto das projeções , expressas pelas coordenadas polares para cada linha mediante a Eq. 8apresentada abaixo.

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Porém, a demonstração que um objeto tridimensional (3-D) poderia ser reconstruído a partir de múltiplas projeções bidimensional (2-D) obtidas por diversos ângulos, somente pode ser aplicada a partir do avanço dos cálculos computacionais no final da década de 60 (RADON, 1985).

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Para reconstruir a distribuição , e gerar uma imagem 2D, pode-se adotar o seguinte pensamento: Para uma linha particular ( ), adotando o valor para todos os pontos ao longo da linha e repetindo este procedimento para todos os ângulos de 0 a , este procedimento é chamado de retroprojeção, sendo dada pela Eq. 9 (SUETENS, 2009).

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Retroprojetar é o processo de distribuir os valores das projeções de volta a matriz que representará a imagem reconstruída, o problema com este processo é a imagem produzida não possui boa nitidez, em outras palavras o produto final da retroprojeção é uma imagem borrada, como mostra a Fig. 2.

Figura 2: Três projeções (P1, P2, P3) usadas para formar a imagem, resultando em uma representação borrada da imagem original (SMITH, 1999).

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3.3.2.2. Retroprojeção Filtrada

A retroprojeção filtrada é o método adotado para solucionar a limitação do processo de retroprojeção. A técnica consiste em eliminar o barramento da imagem gerada na retroprojeção com o uso de filtros; os passos para a retroprojeção filtrada são os seguintes ( SEERAM,2009):

Todos os perfis de projeções são obtidos; O logaritmo dos dados é obtido;

Os valores dos logaritmos são multiplicados por um filtro digital, ou filtro de convolução, para gerar um conjunto de projeções filtradas;

As projeções filtradas são então retroprojetadas;

As projeções filtradas são somadas, e as componentes negativas e positivas se anulam produzindo uma cópia fiel da imagem origina sem borramento ilustrada na Fig. 3.

Figura 3: Retroprojeção filtrada usada para formar a imagem, resultando em uma representação matemática idêntica a imagem original (SMITH, 1999).

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3.4. SDCT e MDCT

Para obter uma imagem tomográfica, o paciente é colocado numa mesa que se desloca para o interior do gantry (geralmente com 70 cm de diâmetro), enquanto o tubo de raios-X gira 360º em torno do paciente, fazendo que a radiação que atravessa o paciente atinja o lado oposto, onde se encontram os detectores que captam e transmitem as informações ao computador. O modo como a mesa se desloca para o interior do gantry pode ser feito de dois modos, na forma step-and-shot mode (sequencial) ou de helicoidal (contínua).

No modo sequencia,l há períodos em que não há aquisição de dados; o tubo faz uma rotação completa em torno do paciente, então é cessada a emissão de raios-X e a mesa move-se juntamente com o paciente para dentro do gantry para uma outra posição e então outra aquisição é efetuada. No modo helicoidal, o movimento é contínuo, ou seja, enquanto o paciente e a mesa deslocam-se para dentro do gantry, a emissão de raios-X não é cancelada; a aquisição de dados é feita de modo contínuo.

O prefixo Single e Multi foi adotada em tomografia para denotar a quantidade de fileiras dos detectores de radiação que o aparelho possui. Aparelhos single-slice possuem somente uma fileira de detectores e permitem fazer um único corte por aquisição, enquanto os aparelhos multislice possuem duas fileiras ou mais de detectores permitindo fazer mais de um corte por aquisição. Na literatura especializada, pode-se encontrar o termo SCDCT

(Single-detector-row CT) para aparelhos single-slice e o termo MDCT ( Multi-(Single-detector-row CT) para

designar aparelhos multi-slice (AAPM, 96); a Fig. 4 ilustra uma aquisição SDCT e uma MDCT.

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Figura 4: Aquisição com um aparelho SDCT e com um aparelho MDCT. Com o aparelho MDCT é possível cobrir uma parte maior do paciente em um único corte (HIGASHIOMIYA, 2013).

A tecnologia MCDT permitiu diminuir o tempo de aquisição para um corte tomográfico para até 0,33 segundos; houve também evoluções no sistema de aquisições de dados entre outros sistemas (AAPM, 96). Os modelos de tomógrafos atualmente em disponibilidade no mercado podem apresentar N números de detectores, podendo chegar a 256, dependendo do modelo e do fabricante; a forma como os detectores estão disponibilizados ao longo do eixo longitudinal também depende do modelo e do fabricante e pode ser de três formas (LIMA, 2005):

 MDCT fixa: com esta configuração os detectores apresentam todos a mesma dimensão;

 MDCT adaptativa: nesta configuração os detectores possuem dimensões variadas, os detectores com dimensão maior ficam nas extremidades e no centro os de menor espessura;

 MDCT híbrida: nesta configuração os detectores apresentas dimensões iguais ao longo do eixo, com exceção de um detector central de menor dimensão.

Os parâmetros técnicos para a obtenção de um exame tomográfico para SDCT ou MDCT são:

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Fatores de exposição: Os fatores de exposição têm influência direta para a obtenção da imagem tomográfica são eles: a tensão aplicada ao tubo de raios-X (kV), a corrente (mA) e o tempo de exposição (s). Alguns modelos de tomógrafos permitem selecionar tensões de 80 kV, 100 kV, 120 kV e 140 kV, porém a mais usual é a de 120 kV. A escolha da tensão, da corrente e do tempo de exposição tem influência direta na dose de radiação recebida pelo paciente e na qualidade da imagem; tempo de exposição curtos diminuem o aparecimento de artefatos na imagem além de diminuírem a quantidade de radiação entregue ao paciente.

Incremento da Mesa: O incremento da mesa é distância que delimita os cortes tomográficos. Geralmente a espessura nominal varia de 0 a 10 mm, a correta seleção da espessura do corte tem fator primordial, na rotina clínica; uma escolha inadequada pode acobertar a visualização de lesões suspeitas, caso o incremento seja maior que o tamanho a lesão. O incremento também influência diretamente na dose, uma vez que pequenos incrementos resultam em maior quantidade de radiação local para o paciente (MARCONATO, 2005).

Espessura do Corte: A espessura do corte e a dimensão do feixe de radiação de uma única aquisição tomográfica, geralmente podem variar de 1 a 10 mm dependendo da estrutura em estudo.

PITCH ou Fator de Passo: O PITCH, foi brevemente explicado como sendo a razão entre o deslocamento da mesa durante uma rotação completa pela espessura nominal do corte. É comumente referir-se ao PITCH em função do numeral 1 em três casos : menor que 1, maior que 1 ou igual a 1. No primeiro, caso significa que os cortes estão sobrepostos, no segundo caso, há um intervalo entre os cortes e no terceiro caso não há espaço entre os cortes. Quanto maior o PITCH menor a quantidade de radiação entregue ao paciente, porém há perda na qualidade da imagem ( CORMACK, 1980).

Inclinação do Gantry. A inclinação do gantry é o ângulo entre o plano vertical e o plano do tubo de raios-X, normalmente pode variar entre -25° a + 25°, podendo reduzir artefatos e a quantidade de radiação entregue ao paciente.

Volume de Investigação: Volume de investigação e definido como área onde começa e termina a aquisição tomográfica.

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Filtros: Os filtros são operadores matemáticos, selecionáveis no momento da aquisição com a finalidade em melhorar a qualidade da imagem e reduzir a quantidade de radiação necessária para a obtenção da imagem, e consequentemente a diminuição da exposição do paciente.

A realização de um exame tomográfico é caracterizada pela escolha e junção de parâmetros técnicos, que possibilitam a geração de uma projeção fiel da estrutura, ou imagem radiodiagnostica. A junção destes parâmetros é chamado de protocolo para aquisição de exames tomográficos, entre os principais parâmetros são: kV, mA, s, incremento, espessura do corte, PITCH, filtros, dentre outros.

Na rotina clinica em TC, existem inúmeros tipos de exames, desde os mais simples chamados TC de rotina até os mais complexos. Os exames de TC sugerem grupos de exames com pequeno grau de complexidade, não necessitando de complementos além dos parâmetros apresentados no protocolo para o exame; com um grau de complexidade um pouco maior, temos os grupos dos exames contrastados, que necessitam que seja administrado no paciente um líquido, via oral ou subcutânea, para melhorar o contraste do órgão em estudo; as TC do grupo das cardíacas denotam exames com elevado grau de tecnologia envolvida, sendo possíveis somente com tomógrafos de última geração (LAUREANO et al, 2002). Os grupos de exames podem variar entre instituições; uma instituição que possua um tomógrafo sem grandes recursos tecnológicos pode realizar exames de rotina e contrastados, já as outras categorias de exames ficam condicionadas ao grau de tecnologia disponível para a realização do exame. Exames mais complexos, em sua grande maioria, expõem o paciente a maior dose de radiação, uma vez que necessitam de maior tempo para a aquisição de dados.

Quando o ato em capturar uma imagem anatômica para elaborar um diagnóstico médico sobre a imagem é realizado, deve-se considerar que existem diferentes processos físicos. Uma falha em algum processo físico pode acarretar em detrimento na qualidade da imagem e, consequentemente, o aumento de dose para o paciente. O profissional envolvido neste processo deve assegurar que a imagem tenha qualidade suficiente para obter toda a informação diagnóstica desejada (EUR , 1999).

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O termo imagem monocromática, ou na forma mais simples apenas imagem, refere-se à função bidimensional de intensidade de luz f (x, y),onde x e y é proporcional ao brilho (ou níveis de cinza) da imagem no ponto dado pelas coordenadas espaciais (x, y) (GONZALES e WOODS, 2007). Uma imagem digital pode ser considerada como sendo uma matriz de dimensões variadas composta por pixels. Pixel é a abreviação de picture element, que representa o menor elemento constituinte em uma imagem digital e contém um valor numérico que é a unidade básica de informação sobre a imagem ( BRECKON e SOLOMON, 2011).

Os modelos de cores são adotados para facilitar a especificação de cores em alguma forma padrão e de aceite geral (GONZALES e WOODS, 2007). Os modelos de cores mais frequentemente usados para o processamento de imagens digitais são o RGB (red, green e

blue), o YIQ onde Y corresponde a luminância e I e Q componentes monocromáticos

chamados “em fase” e quadratura respectivamente e o modelo HSI (matriz, saturação e intensidade).

Uma imagem diagnóstica obtida com um aparelho de tomografia é composta por pixels com um valor de intensidade associado. Em tomografia, os números de CT ou HU ( Unidade Hounsfield) é uma escala númerica utilizada para diferenciar os coefecientes de atenuação pertencente ao corte tomográfico . Esta escala tem a água como referência com valor igual a 0 HU. Os valores de HU são utilizados para gerar a distribuição dos tons de cinza em uma imagem tomográfica; cada tecido constituinte do corpo huamno terá uma faixa correspondente de HU; por exemplo para o fígado na faixa de 50 a 75 HU, já para a gosdura de -110 a 65 HU ( MOURÃO, OLIVEIRA, 2009). A Fig. 5 traz a escala de Hounsfield para o corpo humano.

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Figura 5: Escala de Hounsfield (MAIERHOFER, MAZZETTI, 2001)

Para associar os valores dos pixels as HU usa-se as Tabelas de Tradução (LUT do inglês – Lookup Tables). As tabelas LUT são tipicamente utilizadas para mapear os valores de pixel para o dispositivo de exibição (BAXES,1994); no caso em questão as tabelas LUT serão os números de HU que terão um valor de pixel associado para formar a imagem, como ilustra a Fig. 6.

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Figura 6: Tabela de tradução LUT.

Porém, o processo da aplicação da LUT não pode ser feito manualmente. A imagem tomográfica depende basicamente de três etapas: interação dos fótons com os detectores gerando um sinal elétrico, manipulações matemáticas, arranjo dos voxels em forma de matriz e a tradução dos valores dos voxels em HU.

Uma das indicações clínicas de um exame de TC pediátrico é investigar anomalias dentro da caixa torácica, sendo assim outra dimensão espacial é requerida. A outra dimensão faltante que dará a ideia de profundidade da imagem corresponde ao Voxel (Volume Element), que é o menor ponto tridimensional constituinte em uma imagem digital.

O papel do detectores nos seres humanos é realizada pelo olho humano, mas especificamente na retina. Nela existem duas classes de receptores discretos: cones e bastonetes. Os cones são aproximadamente 6,5 milhões, são extremamente sensíveis às cores, com a função de capturar as componentes RGB. Os bastonetes são em maior número aproximadamente 120 milhões, são sensíveis a baixos níveis de luminosidade, com a função de captar os detalhes de tons de cinza da imagem; em condições de baixa luminosidade, os bastonetes são estimulados e os cones retraídos ( OKUMO, CALDAS e CHOW, 1982). Este é o motivo pelo qual as salas de interpretação de imagens radiodiagnósticos devem ter pouca ou quase nenhuma luminosidade artificial ou natural.

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3.6.Qualidade da imagem

3.6.1. Função de espalhamento (‘Spread Functions”)

O domínio espacial refere às duas dimensões espaciais da imagem, comprimento ( x- dimensão) e altura ( y-dimensão). Um caminho conceitual para interpretar e obter a resolução espacial no dominio espacial de um detector, é obter uma imagem com um ponto e observar como ele responde (BUSHBERG, SEIBERT, LEIDHOLDT e BONNE, 2002). A imagem produzida será fruto de um único ponto estimulado no detector; a resposta é chamada de Função de Espalhamento no Ponto (Point Spread Function) (PSF).

Em algumas situações não é possível obter uma PSF devido a limitações técnicas, nestas circunstâncias outras duas funções de espalhamento podem ser obtidas. A Fig. 7 ilustra as três funções de espalhamento possíveis. A Line Spread Function (LSF), descreve a resposta do sistema para um estimulo linear, a Edge Spread Function (ESF) é substituta da LSF em casos quando vários fatores alteram a produção da imagem, por exemplo as propriedades no domínio espacial resultante de radiação espalhada, em procedimentos de Radiologia Intervencionista (BUSHBERG, SEIBERT, LEIDHOLDT e BONNE, 2002).

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Figura 7: Funções de espalhamento: PSF, LSF e ESF (BUSHBERG, SEIBERT, LEIDHOLDT e BONNE, 2002).

3.6.2. Resolução espacial e MTF

A resolução espacial reflete a capacidade em identificar os detalhes contidos em um objeto e conseguir transportar e reproduzir fielmente cada ponto contido para uma imagem. Credita-se à resolução espacial o espaçamento mínimo entre objetos pequenos que podem ser distinguidos sem deformação ou superposição de estruturas; em outras palavras, a habilidade do sistema em interpretar estruturas adjacentes como independentes, como ilustra a Fig.8.

Figura 8: Exemplo do espaçamento mínimo chamado de resolução espacial (WOLBARST 1993).

Existem inúmeras formas de avaliar a resolução espacial do sistema; o mais usual é a análise visual, utilizando-se objetos simuladores constituintes de pares de linhas (Fi. 9). Porém a avaliação visual fica subjetiva aos olhos do observador e de quantos pares de linha ele consegue visualizar.

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Figura 9: Conjunto de pares de linhas com diferentes espessuras para a avaliação da resolução espacial (CURRY, DOWDEY e MURRY, 1990).

No plano espacial, a resolução é especificada em termos da Função de Transferência de Modulação (MTF) mensurada nas duas direções ortogonais nos planos . A MTF é uma medida objetiva do contraste com a qual as frequências individuais do objeto são reproduzidas fielmente na imagem, um gráfico da MTF é feito em função da resolução espacial em pares de linhas por cm ( pl/mm) como ilustra a Fig.10.

Figura 10: Curva característica da MTF. Adaptada de SEERAM, 2009.

A MTF é usada para comparar diferentes aparelhos tomográficos, a Fig.11 ilustra a MTF de dois tomógrafos, o aparelho A tem uma imagem com 5.2 pl/cm para uma MTF a 10% e o B tem uma imagem com 3,5 pl/mm na MTF a 10%, consequentemente, o aparelho A tem melhor resolução espacial em relação ao B. Três pontos da curva da MTF são de grande interesse: 50%, 10% e 0%. A MTF a 50% refere-se à frequência com que a magnitude da MTF cai a 50% do valor de pico, similarmente , a MTF a 10% e 0%(SERRAM, 2009).

(44)

42

Figura 11: Gráfico comparativo da MTF para três aparelhos tomográficos. Adaptada de SMITH, 1999.

A MTF do sistema pode ser obtida através das funções de espalhamento (spread

function), PSF, LSF e ESF. A escolha da função depende do objeto de teste para a MTF

presente no objeto simulador em uso, se o objeto simulador possuir um ponto metálico a função usada será a PSF ou se forem pares de linhas a função será a LSF ou a ESF.

A finalidade das funções de espalhamento é remover o ruído provocado pelo espalhamento decorrente do objeto. A MTF é obtida através da aplicação da 2D de Fourier sobre as funções, como ilustra as Eq. 10, 11 e 12 abaixo (SUETENS, 2009).

(11) (10)

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43

A distância ocupada por dois objetos no espaço é caracterizada pela sua frequência espacial e, tal qual como um sinal elétrico varia em função do tempo, sendo sua frequência dada em ciclos por segundo (Hz). A Fig. 12 ilustra uma função no domínio da frequência espacial de uma onda sinusoidal de período e frequência .

Figura 12: Função sinusoidal ilustrada para representar o conceito de frequência espacial. Adaptada de JIANG, 2009.

A relação que representa a distância ocupada ( ) por um objeto no meio ciclo de onda é representada na Eq. 13 abaixo.

(13) (12)

(46)

44

Cada ciclo da onda, Fig.12, representa um par de linhas e sendo a análise feita no domínio espacial, à unidade adotada é par de linhas por milímetro (pl/mm). Um objeto de espessura igual a 0,25mm corresponde a uma resolução espacial de 2 pl/mm (BUSHONG, 1997).

3.6.3. Ruído

O ruído têm natureza quântica e randômica, ele que oferece aspecto granulado à imagem decorrente de uma exposição homogênea do corpo a um número variado de pixels. O principal agente causador do ruído na imagem é o número de fótons de raios-X que atingem o detector, portanto a má qualidade dos detectores também beneficia o ruído.

A flutuação no número de fótons pode ser mensurada pelo desvio padrão (σ) de uma amostra contendo um número significativo de fótons, sendo assim o ruído expresso pelo desvio padrão, Eq. 14 (BUSHBERG, SEIBERT, LEIDHOLDT e BONNE, 2002).

(14)

onde é a média aritimética das medidas; valor unitário da medida; tamanho da amostra.

(47)

45

Os efeitos da radiação ionizante provinda de exames tomográficos não são os mesmos em adultos e crianças. As crianças são mais suscetíveis aos efeitos danosos da radiação, seus órgãos estão em desenvolvimento e células em processo de diferenciação (TAUHATA, 2003). A preocupação com os efeitos da dose de radiação é evidenciada em trabalhos publicados na literatura (BRENNER, 2007; RUSH, DONNELLY, ROSEN, 2003; RON, 2001). Um estudo recente (PEARCE et al., 2012) indica que exames de TC na infância aumentam a probabilidade de desenvolvimento de tumores cerebrais e leucemias, e segundo BRENNER et al.(2001), a probabilidade de uma criança de até um ano de vida vir a óbito através da radiação de uma TC é de 0,18% para uma exame tomográfico de abdômen é 0,07% em um exame de crânio.

Dados da década de 90 mostraram que além de efeitos já conhecidos, como a indução do câncer e retardo no desenvolvimento mental, a radiação ionizante pode provocar outros distúrbios. As doses de radiação estão associadas a distúrbios no coração e aparelho digestivo, infartos e complicações respiratórias (ICRP , 2007), desenvolvimento de leucemia e distúrbios de humor ( ICRP, 2011).

Não somente distúrbios fisiológicos acometem o ser humano, há também questões sociais e econômicas. Hospitais contam com apoio psicológico a pacientes, crianças e adultos, que passaram por vários níveis de stress e angústia emocional. O medo da morte, as mudanças físicas e psíquicas, as mudanças no modo de vida tanto social como financeira passam a ser pensamentos constantes, e provável estopim para um diagnóstico de depressão (BALLONE, 2002). Este cenário desenvolveu o aparecimento da psicooncologia, um ramo da psicologia que analisa o comportamento de pais e familiares em ambientes de cuidados médico-hospitalares para crianças e adolescentes em tratamento de doenças crônicas (KOHLSDORF et al, 2008). Não existe fronteira segura, mesmo com baixas doses de radiação existe um pequeno, mas significativo incremento na probabilidade do desenvolvimento de câncer, (NCI, 2011).

É significativo o aumento do número de exames tomográficos ao longo dos tempos, em 1980, três milhões de TC foram realizados, em 1995, 21 milhões e em 2006 este número subiu para 67 milhões; Considerando que 10% das TC foram realizadas em crianças, no ano de 2006 totalizam-se 6,7 milhões de TC pediátricas, contra 300 mil em 1980 (FRED A,

Referências

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