Tomografia Computadorizada
1SUMÁRIO 1 – TOMÓGRAFO COMPUTADORIZADO ... 2 1.1–INTRODUÇÃO ... 3 1.2–PRINCÍPIO BÁSICO ... 3 1.3–REALIZAÇÃO TÉCNICA... 4
1.3.1 – Sistema de Rotação-Translação de Detetor Simples ... 4
1.3.2 – Sistema de Rotação-Translação de Múltiplos Detetores ... 5
1.3.3 – Sistema de Rotação com Detetores Móveis ... 5
1.3.4 – Sistema de Rotação com Detetores Fixos ... 5
1.3.5 – Sistema de Rotação Helicoidal ... 6
1.3.6 – Sistema de Canhão de Elétrons... 6
1.3.7 – Tomógrafo Móvel ... 7
1.4–SISTEMA TOMOGRÁFICO ... 7
1.5–PORTAL ... 9
1.5.1 – Cabeçote ... 9
1.6–SENSORES DE RAIO X ... 11
1.6.1 – Sensores de Estado Sólido ... 11
1.6.2 – Câmaras de Ionização ... 12 1.7–COLIMAÇÃO ... 12 1.8–SISTEMA ELÉTRICO ... 12 2 – FORMAÇÃO DO TOMOGRAMA ... 13 2.1–INTRODUÇÃO ... 13 2.2–REPRESENTAÇÃO DA IMAGEM ... 13 2.2.1 – Elementos Fotográficos ... 14 2.3–RECONSTRUÇÃO DA IMAGEM ... 15
2.3.1 – Obtenção dos Dados ... 15
2.3.2 – Cálculo da Matriz Tomográfica ... 16
2.4–CONFECÇÃO DA MATRIZ DA IMAGEM ... 18
2.4.1 – Valores da Densidade ... 19 2.4.2 – Escala Hounsfield ... 19 2.4.3 – Densitometria ... 20 2.5–VARIAÇÃO DA IMAGEM ... 27 3 – OPERAÇÃO DO TOMÓGRAFO ... 22 3.1–INTRODUÇÃO ... 22 3.2–CONSOLE DE OPERAÇÕES ... 24 3.3–CONTROLE DE MENU ... 24 3.4–CONTROLE DE VARREDURA ... 25 3.5–PROTOCOLOS DE VARREDURA ... 26 3.6–MANIPULAÇÃO DE DADOS ... 26 3.7–PROCESSAMENTO DA IMAGEM ... 27
3.8–GRÁFICOS SOBRE A IMAGEM ... 28
3.9–CONTROLE DA JANELA ... 30
3.10–CONTROLES DO TRACKBALL ... 31
Tomografia Computadorizada
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Tomografia Computadorizada
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1 - Tomógrafo Computadorizado
1.1 - Introdução
Nos últimos 40 anos nenhum outro avanço na área de raios X diagnóstico foi tão significativo quanto o desenvolvimento da tomografia computadorizada (TC). Já no final da década de
1950, os componentes para a construção de um TC estavam disponíveis para médicos e engenheiros. Porém, somente em 1967, o processo tomográfico como um todo foi apresentado pelo engenheiro britânico Godfrey Hounsfield.
Hounsfield trabalhava na empresa britânica EMI Ltda. quando foram montados
os primeiros TC para teste. Outro que ajudou no desenvolvimento do tomógrafo computadorizado foi o sul-africano Allan M. Cormack, que desenvolveu a matemática necessária para a reconstrução das imagens tomográficas.
Cormack e Hounsfield foram agraciados com o Prêmio Nobel de Medicina no
ano de 1979 por suas contribuições para o desenvolvimento do Tomógrafo
Computadorizado. Fig. 1.1 - Sir Godfrey Hounsfield.
1.2 - Princípio Básico
Enquanto as técnicas radiológicas convencionais produzem imagens somadas de um objeto, varredores tomográficos giram para dividir um objeto e organizá-lo em seções de imagens paralelas e espacialmente consecutivas (cortes axiais). O processo, que era originalmente totalmente mecânico, foi
melhorado graças às novas tecnologias. E, atualmente, a alta qualidade das imagens é o resultado dos complexos sistemas computacionais.
Simplificadamente, o tomograma é gerado a partir de um feixe de raios X estreito e um detetor montado no lado diametralmente oposto. Como o cabeçote e o detector estão conectados mecanicamente, eles se movem de forma síncrona.
Quando o conjunto cabeçote-detector faz uma translação ou rotação em torno do paciente, as estruturas internas do corpo atenuam o feixe de raios X de acordo com a densidade e número atômico de cada tecido.
A intensidade da radiação detectada pelos sensores de raios X varia de acordo com esse padrão e forma uma lista de intensidades para cada projeção. No final da translação ou rotação o conjunto cabeçote-detetor retorna para a posição inicial, a mesa com o paciente se movimenta em alguns milímetros, e o tomógrafo começa uma nova varredura. Este processo é repetido inúmeras vezes, gerando uma grande quantidade de dados.
Os dados obtidos, intensidade de raios X ou valores de atenuação, a posição da mesa e a posição do cabeçote quando da obtenção dos dados, são armazenados num computador. Através de equações matemáticas aplicadas sobre estes valores, torna possível a determinação de relações espaciais entre as estruturas internas de uma região selecionada do corpo humano.
O tomograma calculado, ou seja, a imagem apresentada na tela consiste-se numa matriz de valores de atenuação, ou, num cálculo inverso, uma matriz com valores de dose absorvida. Visualmente, para o diagnóstico, os valores de atenuação são apresentados na forma de tons de cinza, criando assim uma imagem espacial do objeto varrido.
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Figura 1.2 - Obtenção da imagem tomográfica: os sensores de radiação se movimentam sincronamente com o tubo de raios X.
1.3 - Realização Técnica
A atenuação dos raios X pelos tecidos humanos é medida por detetores que são alinhados atrás do paciente, opostamente a fonte de raios X. Na literatura internacional, existem basicamente 5 tipos diferentes de sistemas de varreduras para tomógrafos computadorizados. A seguir, explanaremos rapidamente sobre cada um deles.
1.3.1 - Sistema de Rotação-Translação de Detetor Simples
Uma radiação X de feixe muito estreito varre o corpo em meia volta
(180°) com passo de 1°.
A intensidade do feixe é medida por um único elemento detetor. Após cada incremento angular, uma translação linear é realizada enquanto o raio atravessa o corpo.
O processo todo leva alguns minutos para completar cada corte.
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1.3.2 - Sistema de Rotação-Translação de Múltiplos Detetores
Uma linha de detectores, com 5 a 50 elementos, está localizada opostamente a fonte de raios X (Fig. 1.4).
Um feixe ou leque de raio reduz o número de incrementos angulares necessários para a varredura.
As varreduras são feitas em passos de 10° que correspondem ao ângulo de abertura do leque.
O tempo mínimo para a varredura está entre 6 e 20 segundos para cada corte. Este é um tomógrafo da 2ª geração.
Fig. 1.4 - Sistema de rotação-translação com múltiplos detetores.
1.3.3 - Sistema de Rotação com Detetores Móveis
Na evolução da construção dos tomógrafos, os aperfeiçoamentos levaram ao aparecimento da 3ª geração de aparelhos, onde o feixe de raios X emitido possui uma abertura muito ampla.
Opostamente a fonte emissora, uma linha de 200 a 1000 detectores dispostos em ângulo recebe a radiação após esta penetrar todo o corpo do paciente.
Os tempos de processamento destes aparelhos estão na faixa entre 1 e 4 segundos por corte. São os mais utilizados atualmente, mesmo em aparelhos modernos, devido a sua relação custo/benefício.
Fig. 1.5 - Sistema de rotação com detectores móveis.
1.3.4 - Sistema de Rotação com Detetores Fixos
Os tomógrafos de 4ª geração são aqueles construídos com detectores distribuídos ao longo dos 360°.
A fonte de radiação gira em torno do arranjo de detectores que pode ter entre 800 e 4000 sensores.
O tempo de varredura está entre 1 e 3 segundos. Um exame completo de tórax ou abdômen pode não atingir 1 minuto.
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1.3.5 - Sistema de Rotação Helicoidal
Considerado de 5ª geração, a tomografia helicoidal não difere dos seus antecessores em termos de funcionamento geral. O sistema utilizado é o de rotação total da ampola, sendo que os detetores podem ser móveis ou fixos (3ª e 4ª geração). A diferença está no movimento da mesa com o paciente. Nas gerações anteriores, a mesa do paciente movia-se após a
ampola terminar a aquisição do corte (após 360° de rotação), posicionando-se então para o novo corte. Assim, o movimento da mesa era intermitente, entre os cortes.
Com a capacidade computacional dos novos tomógrafos, a aquisição de dados é contínua, de forma que a ampola permanece girando enquanto a mesa permanece movimentando-se. Neste processo, não há mais a aquisição de dados por corte, mas sim de forma ininterrupta. Os cortes só aparecem para o técnico, pois o computador tratará as informações recebidas de forma a montar as imagens requisitadas pelo médico. É o sistema mais rápido que existe capaz de realizar uma tomografia inteira de coluna em poucos segundos.
Figura 1.7 - Na tomografia helicoidal, o paciente move-se simultaneamente com a rotação do tubo de raios X.
1.3.6 - Sistema de Canhão de Elétrons
Este modelo de tomógrafo é o mais moderno que existe e utiliza-se de um conceito diferente na geração de raios X. Conhecido como Electronic Beam Computed Tomography – EBCT (Tomografia
Computadorizada por Canhão de Elétrons), este tipo de aparelho se destaca por não possuir tubo de raios X ou
ampola. A geração do feixe de fótons é realizada ao ar livre, sem confinamento, a partir de um canhão de elétrons, que faz às vezes do cátodo.
Os elétrons são acelerados pelo canhão e desviados por um conjunto de bobinas ao longo to trajeto em direção ao alvo. O alvo, ou o ânodo, a ser atingido é um dos vários anéis de tungstênio que circundam o paciente na metade inferior do equipamento (parte inferior da mesa). Quando os elétrons atingem o alvo com energia suficiente ocorre o fenômeno de geração de raios X pela transferência de energia dos elétrons para o átomo de tungstênio. Este fenômeno é idêntico àquele que ocorre dentro de uma ampola comum de raios X.
Figura 1.8 - Foto de um TC por canhão de elétrons sendo montado. (Imatron Inc. - divulgação).
Os anéis são desenhados para que as "pistas anódicas" neles contidas produzam um feixe de fótons com direção conhecida e precisa. A direção do feixe é a dos sensores de raios X, que estão posicionados diametralmente opostos aos anéis-alvo. No caminho entre os anéis e os sensores, o feixe de fótons interage com o paciente que está sobre a mesa. A vantagem deste tipo de tecnologia está principalmente no fato de não existirem partes móveis, o que sempre é um fator de limitação na velocidade de geração de imagens nos tomógrafos giratórios.
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Além disso, há uma grande melhora na dissipação de calor gerado pela produção de raios X, já que a "pista anódica" possui área muito maior e fica um tempo muito menor recebendo o impacto dos elétrons acelerados. Atualmente, existem mais de 100 EBCT instalados no mundo, com os Estados Unidos hospedando mais de 70% destas unidades.
Figura 1.9 - Partes componentes de um UltrafastCT da Imatron (Imatron Inc., divulgação).
Descrição das partes:
A - Canhão de Elétrons: permite até 640 mA de potência de raios X.
B - Feixe de Elétrons: pode ser gerado com tempos da ordem de milissegundos.
C - Sistema de refrigeração interno auto-contido: retira todo o calor gerado nos anéis, eliminando o tempo morto entre os cortes e permitindo longos tempos de exames(para volumes grandes).
D - Sistema de Aquisição de Dados: desenvolvido para permitir uma aquisição contínua de dados tomográficos. E - Anéis-Alvo: construído de alvos múltiplos (na forma de semi-anéis) para uma varredura otimizada de corte simples ou cortes múltiplos.
F - Mesa com Movimento Preciso e Rápido: permite o movimento contínuo da mesa para a varredura de volumes.
1.3.7 - Tomógrafo Móvel
A Philips Medical System já possui um tomógrafo móvel, conhecido como Tomoscan M. Dividido em três partes, todas com rodas, o portal (450 kg), a mesa para o paciente (135 kg) e o console de comando podem ser levados a qualquer local do hospital. Com dimensões que permitem passar por portas de 90 cm de largura, inclusive ser levado em elevadores, este sistema diminui o trauma do paciente de ser removido de seu leito para ser levado até a sala de tomografia.
Figura 1.10 - Tomoscan M, da Philips Medical System: o primeiro tomógrafo móvel (Revista Medica Mundi, Philips Medical System).
O tomógrafo possui um sistema elétrico que funciona com 4 baterias, o que permite que qualquer tomada de parede de 220 V, com capacidade para 10 Âmperes, possa carregar as baterias. Além da mobilidade, o sistema de baterias permite ao tomógrafo funcionar quando há falta de energia elétrica no hospital, aliviando o sistema de fornecimento de emergência de energia.
Figura 1.11. Visão frontal do Tomoscan M, em repouso enquanto carrega as baterias (Revista Medica Mundi, Philips Medical System).
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Inicialmente poderíamos dizer que o tomógrafo de forma geral, independente de sua geração, é constituído de três partes:
a) portal;
b) eletrônica de controle;
c) console de comando e computador.
Estes seriam os itens mais complexos e, com certeza, os que requerem um maior cuidado por serem os mais caros. Há também uma tendência em se reduzir o tamanho e simplificar os componentes que integram um sistema tomográfico, o que acabará reduzindo as partes do sistema aos três itens citados. No entanto, um sistema de Tomografia Computadorizada é muito mais do que apenas os componentes citados. Além desses equipamentos, o sistema é completado com a parte de alta tensão/alta potência, a mesa motorizada para o paciente, um console remoto para o médico radiologista fornecer o diagnóstico, impressora fotográfica ou laser, entre outros.
Vale lembrar que cada um destes componentes é formado por inúmeras partes, sejam mecânicas ou elétricas. Na Figura 1.12, a seguir, podemos verificar a forma de interligação entres os diversos componentes. Fisicamente, estes módulos, chamados de armários devido à semelhança de forma, podem estar localizados na mesma sala ou em várias salas distintas.
Figura 1.12 - Diagrama de disposição de um Sistema Tomográfico. (Picker Internacional - divulgação)
Nos tomógrafos mais modernos, muitos destes armários foram incorporados pelos portais, reduzindo, portanto o espaço total necessário para a implantação de um serviço de tomografia.
Esta redução chegou a ponto de serem construídos tomógrafos móveis, que já estão disponíveis no mercado.
Figura 1.13 - Planta baixa típica da sala de tomografia e sala de comando. (Picker Int. - divulgação)
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1.5 - Portal
O portal (gantry em inglês) é o maior componente de um sistema tomográfico e o que mais impressiona.Pelo seu tamanho e imponência, pelo fato do paciente ficar envolvido por ele durante o exame e por não enxergarmos o movimento do cabeçote e dos detetores, há sempre um fascínio sobre seu funcionamento. O portal é uma estrutura mecanicamente complexa, porém de funcionamento elétrico não diferente de um equipamento de raios X convencional. Basicamente, o que encontramos por trás da cobertura do portal é um cabeçote contendo a ampola de raios X típica: ânodo giratório, refrigerado a óleo ou água, filamento simples ou duplo e pista anódica.
Os detectores de raios X são colocados diametralmente opostos ao cabeçote e encontram-se presos à mesma estrutura mecânica para que ambos possam girar
simultaneamente. Engrenagens reforçadas e motores elétricos garantem precisão e velocidade ao sistema de rotação. O posicionamento angular do cabeçote em relação ao paciente é informado por sensores de posição que repassam a informação de forma digital para o computador. Além do movimento interno giratório, o portal também pode inclinar-se (até 30°) para frente ou para trás, permitindo cortes oblíquos na anatomia do paciente. Para isso, todo o conjunto é sustentado por dois suportes, um de cada lado, onde encontram-se motores ou pistões hidráulicos que realizam a inclinação.
Figura 1.14 - Exemplo de portal: Equipamento Toshiba (cortesia - Hosp. Celso Ramos - Florianópolis).
Junto aos detectores, encontram-se placas de circuitos eletrônicos que tem a função de transduzir a informação de raios X (quantidade) em sinal elétrico, amplificá-la e passá-la para os conversores analógico-digitais. A seguir, a informação digitalizada é transmitida pelo portal para o computador, que fará, então, os cálculos matemáticos necessários para a reconstrução da imagem. Uma vez obtida a imagem dos vários cortes realizados, esses poderão ser armazenados ou fotografados em filme para o laudo do médico radiologista.
(a) (b)
Figura 1.15 - Interior de um tomógrafo: (a) fotografia; (b) identificação dos componentes. (Picker Internacional – divulgação).
1.5.1 - Cabeçote
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O cabeçote de um tomógrafo é idêntico ao de um equipamento de raios X convencional: ampola com ânodo giratório, copo catódico, refrigeração, filtragem, etc. Porém, devido ao funcionamento constante do tubo durante um exame, existe a necessidade de um sistema de refrigeração eficiente. Vale lembrar, que no tubo de raios X, 99% da energia gerada é transformada em calor e apenas 1% é convertida em fótons.
No tomógrafo, todo este calor é gerado durante alguns segundos de funcionamento, o que resulta num produção de calor de 1.000 a 10.000 vezes mais do que um tubo de raios X convencional, que funciona durante tempos menores que 1 segundo.
Figura 1.16 - Portal do Elscint 1800 (cortesia - Hosp. Regional Hans Schimidt - Joinville).
Na prática, existe uma medida para avaliar a produção de calor no tubo de raios X. Como o calor também é uma forma de energia, procura-se comparar a energia dos elétrons com a energia térmica. Se os elétrons são acelerados com uma energia de 100 kV, os 99% deles que não se transformarem em fótons de raios X irão produzir 100 kV de calor. Além disso, a quantidade de elétrons com esta energia é dada pelo ajuste da corrente no tubo. Logo, a produção de calor será o resultado da quantidade de elétrons (corrente) que possuem uma determinada energia (tensão). Por fim, devemos lembrar que o tempo em que o tubo fica ligado também influencia na geração de calor. Assim podemos escrever a equação da geração de calor em função da tensão, corrente e tempo. Teríamos, por conseguinte, a seguinte equação da Energia Térmica:
ET = kV X mA X s cujo resultado é medido em HU (Heat Unit, ou, traduzindo, unidades de calor).
Vejamos como exemplo, a comparação entre um exame de tórax com a técnica de raios X convencional e a realização de um único corte de um exame de tórax num TC.
Convencional 80kV, 200mA, 0,05s (10mAs) ET= 80kV X 200mA X 0,05s = 800HU
Tomografia 120kV, 200mA, 1s
ET= 120kV X 200mA X 1s = 24000HU
Se ainda considerarmos que num exame de tórax na TC são realizados em média 20 cortes, em questão de 30 segundos, a ampola sofrerá a ação de uma energia térmica na ordem de 500 mil HU (20 x
24.000 HU). Nas especificações dos fabricantes, as ampolas são dimensionadas para suportarem acima
de 1 milhão de HU.
Para haver uma melhor dissipação deste calor imenso nas ampolas, alguns ajustes foram introduzidos no desenvolvimento das mesmas: a velocidade de rotação do motor do ânodo giratório é maior; o vidro da ampola é mais fino e de melhor condutividade térmica; e o sistema de refrigeração é muito mais sofisticado.
Alguns fabricantes têm desenvolvido ampolas de ligas de alumínio e metais nobres em substituição ao vidro para a melhoria da condutividade térmica e também para diminuir o peso do tubo, o que é muito importante num sistema giratório. Cada fabricante tem sua própria forma de energizar o tubo de raios X, dependendo do desenho e da operação do tomógrafo computadorizado.
TC que utilizam cabeçotes apenas de rotação (3ª e 4ª geração) operam com feixes de raios X tanto pulsados quanto contínuos. Feixes contínuos com corrente de tubo na ordem de 400 mA são produzidos durante toda a rotação do cabeçote. Unidades pulsantes produzem feixes de raios X com
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correntes de tubo na ordem de 1.000 mA com largura de pulso de 1 a 5 milissegundos e repetidas a taxa de 60 Hz.
1.6 - Sensores de Raio X
Os detectores eletrônicos de raios X utilizados nos tomógrafos computadorizados devem possuir três características importantes:
a) uma alta eficiência para minimizar a dose no paciente; b) estabilidade ao longo do tempo;
c) ser insensível as variações de temperatura dentro do portal.
A eficiência do sensor é uma função de três componentes básicos durante a sua construção: geometria, captura do fóton e conversão do sinal. Cada fabricante procura alterar a construção de seus detetores visando melhorar uma destas características para obter uma eficiência total adequada. A forma de ajuste desses pontos são considerados segredos industriais, pois os sensores são fundamentais para definir a qualidade da imagem tomográfica produzida.
A eficiência na geometria está ligada a área do sensor que é sensível ao raios X em relação a área total de construção do sensor que será exposta ao feixe. Separadores finos colocados entre os elementos detetores para remover a radiação difusa, ou regiões insensíveis, irão degradar a eficiência geométrica. A eficiência quântica (ou de captura do fóton) refere-se à fração do feixe incidente no detetor que será absorvida e contribuirá para o valor do sinal medido.
Não podemos esquecer que parte da energia dos fótons incidentes nos sensores também é convertida em calor. A eficiência de conversão está ligada na capacidade de conversão precisa do sinal de raios X absorvido em um sinal elétrico. A eficiência total é um produto dos três fatores e geralmente se encontra entre 0,45 e 0,85. Ou seja, há uma perda de 15% a 55% entre os fótons que estão disponíveis para conversão e o sinal elétrico disponibilizado pelo sensor.
Desta forma, o sistema de detecção é não-ideal e resulta na necessidade de aumento da dose de radiação no paciente se o objetivo for manter a qualidade da imagem. O termo eficiência de dose algumas vezes é utilizado como sinônimo da eficiência do sensor. Os sistemas comerciais de tomografia utilizam-se de dois dos três tipos de sensores disponíveis: câmara de ionização e sensor de estado sólido. O terceiro tipo de sensor de raios X, a câmara fotomultiplicadora não pode ser utilizada em tomografia devido ao volume necessário para construí-la (sua miniaturização é impossível).
1.6.1 - Sensores de Estado Sólido
Os sensores de estado sólido consistem em um arranjo de fotodiodos e cristais de cintilação. Os primeiros cintiladores foram feitos de Iodido de Sódio (NaI). Alguns tomógrafos foram construídos com cristais de Germanato de Bismuto (Bi4Ge3O12 ou BGO) junto a fotomultiplicadores.
Depois, estes foram substituídos pelo Iodido de Césio (CsI) e o próprio Germanato de Bismuto sem fotomultiplicador. Atualmente, tem-se preferido o Tungstato de Cadmium (CdWO4) pelo seu custo e
eficiência. Há estudos para a utilização de material cerâmico a base de óxidos de terras raras. Os detectores de estado sólido normalmente possuem uma alta eficiência quântica e de conversão, e uma faixa dinâmica larga.
O princípio de funcionamento é simples. Os cristais são atingidos diretamente pelo feixe de fótons de raios X. Estes fótons irão interagir com os átomos do cristal que irão transformar a energia de raios X
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em energia luminosa. Os fótons de luz produzidos serão então emitidos em todas as direções, porém, preferencialmente na direção oposta à incidência do feixe.
Por sua vez, os fótons de luz irão atingir o fotodiodo (diodo sensível à luz) que é construído junto ao cristal de cintilação. O diodo é um dispositivo eletrônico que permite a passagem de corrente elétrica apenas num sentido. Porém para permitir a circulação da corrente, é necessário que haja uma diferença de potencial inicial (tensão) de 0,6 volts entre seus dois terminais. Com o aumento desta diferença de tensão
(mais energia), o diodo é capaz de permitir a passagem de uma corrente maior. A energia luminosa
emitida pelo cristal atua justamente sobre a tensão entre os terminais do diodo, permitindo assim um controle da corrente circulante no mesmo. Assim, quanto maior a incidência de raios X no cristal, maior será a conversão deste feixe em luz. Por conseguinte, maior será a luz incidente sobre o fotodiodo que propiciará uma maior corrente no circuito eletrônico.
1.6.2 - Câmaras de Ionização
As câmaras de ionização, consistem em um arranjo de câmaras contendo gás comprimido, usualmente gás Xenônio a pressão de 30 atm. Esta alta pressão é necessária para garantir duas características:
1. Uma maior pressão num espaço confinado implica numa maior energia das moléculas do gás, o que facilita a liberação de elétrons da última camada dos átomos quando da incidência do feixe de raios X; e
2. Se existe pressão na câmara, é resultado de existir uma massa (quantidade de gás) maior do que a normalmente caberia no mesmo volume (1 atm), o que significa que existe 30 vezes mais átomos para interagir com o feixe de raios X, melhorando a eficiência do sensor.
Uma alta tensão é aplicada aos separadores de tungstênio, que são colocados entre as câmaras para coletar íons que são produzidos pela radiação. Estes detetores possuem uma excelente estabilidade e uma faixa dinâmica ampla, no entanto, eles normalmente apresentam uma eficiência quântica menor do que os detetores de estado sólido.
Figura 1.17 - Colimação da câmara de ionização (cortesia Hospital Celso Ramos - Florianópolis).
1.7 - Colimação
A colimação é necessária durante a operação do tomógrafo pelas mesmas razões que ela é necessária na radiografia convencional. Uma colimação adequada reduz a dose no paciente pela restrição do volume de tecido a ser irradiado. Mais importante ainda é a qualidade de contraste da imagem que é aumentada pela diminuição da radiação secundária.
Na tomografia computadorizada é comum ser colocado dois conjuntos de colimadores. Um conjunto de colimador é montado junto ao cabeçote (pré-paciente) e ajuda a
controlar a dose de radiação no paciente. O outro conjunto de colimadores é colocado logo a frente dos detetores (pós-paciente) e influencia na qualidade da imagem, pois reduz a radiação secundária, define a espessura do corte e também limita o campo de visão ou largura do corte (scan diamenter ou field of view).
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Todos os tomógrafos computadorizados trabalham com tensão de tubo (kVp) fornecida por sistemas trifásicos ou de alta freqüência. Isto garante a eficiência do sistema, pois garante que a produção de fótons será constante durante todo o exame e o feixe terá sempre o mesmo espectro.
Os sistemas de alta freqüência têm sido preferidos pelos fabricantes no desenvolvimento de TC mais modernos, pois permitem a compactação dos circuitos eletro-eletrônicos, permitindo que o sistema de potência seja instalado dentro do próprio portal. Há, então, uma grande economia de espaço físico na sala, pois se diminuí um armário, e ganhe-se também na facilidade e barateamento do custo de manutenção.
2 - Formação do Tomograma
Figura 2.1 - Allan Cormack
2.1 - Introdução
A criação do tomógrafo computadorizado só foi possível por causa da matemática desenvolvida especialmente para a tomografia. Graças ao matemático e médico Allan Cormack foi possível que o tomógrafo de Sir Godfrey
Hounsfield tornasse-se realidade.
Esta matemática permite que as informações confusas vindo dos sensores de raios X, que são semelhantes às imagens de uma radiografia convencional, possam ser trabalhadas e dêem origem às imagens de cortes transversais da anatomia do paciente. Por seu trabalho matemático que deu suporte ao uso da
tomografia computadorizada como um meio eficiente de diagnóstico por imagem, Allan Cormack recebeu o prêmio Nobel de Medicina em 1979, juntamente com Sir Godfrey Hounsfield.
2.2 - Representação da Imagem
Para entendermos melhor como é gerado um tomograma, primeiro temos que entender como o computador trabalha com a imagem. A imagem que é apresentada ao técnico ou ao radiologista, seja no monitor, ou seja, no filme, é formado pela diferente coloração em níveis de cinza de milhares de pontos.
Assim, como ocorre no televisor, a imagem obtida do corte da anatomia é na realidade um conjunto de pontos com tons diferentes. É como se a imagem fosse dividida em uma matriz de N x N pontos.
Atualmente, a imagem tomográfica é gerada com matrizes a partir de 256 x 256 pontos, passando por 320 x 320 até 512 x 512 pontos. Equipamentos mais modernos chegam a trabalhar com matrizes de 1024 x 1024 pontos, o que significa dividir a imagem em mais de 1 milhão de pontos. E o trabalho do equipamento tomográfico, juntamente com o computador, é justamente definir, indiretamente, o valor da densidade daquela pequena porção de tecido humano que cada um destes pontos está representando. Se houver uma mínima diferença de densidades entre dois pontos consecutivos, então o computador atribuirá um tom de cinza diferente para cada um dos pontos, resultando no contraste que levará ao diagnóstico médico.
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2.2.1 - Elementos Fotográficos
A menor unidade de dimensão ou de imagem do tomograma computadorizado é o ponto fotográfico, conhecido em inglês por pixel (picture element), conforme demos uma idéia acima. O pixel não tem uma dimensão ou comprimento definido pois depende do tamanho do campo de visão e da matriz de imagem. Assim, a escolha dos dois pelo técnico irá determinar que o pixel represente certa porção da área transversal ou corte realizado no paciente.
O campo de visão, ou field of view (FOV), ou ainda scan diamenter, é um valor fornecido pelo técnico
operador quando da realização de cada exame. Este valor está diretamente relacionado com a região do exame: para crânio, o campo de visão é da
ordem de 24 cm, para tórax/abdômen utiliza-se 35 cm ou 42 cm (paciente obeso).
Os valores permitidos para o FOV podem ser fixos (3
ou 4 valores) nos equipamentos mais antigos, ou
ajustáveis de 1 em 1 cm nos tomógrafos mais modernos. A definição desta mediada pelo técnico permitirá a visualização da imagem com a melhor resolução possível dentro dos limites do equipamento. Por isso, quando o equipamento permitir a definição exata do campo de visão, o técnico deverá utilizar o espessômetro para medir o paciente e com isso informar ao computador a medida exata.
Figura 2.2 - Ilustração representativa do pixel e do voxel.
Porém, devemos lembrar que a imagem apresentada na tela, não representa apenas um corte que separou a anatomia do paciente em duas partes, superior e inferior, ou direita e esquerda. Na realidade, o corte realizado no paciente possui uma espessura de alguns milímetros. Logo, a densidade apresentada através do tom de cinza pelo pixel na tela estará representando na realidade, não uma área, mas sim a densidade de um pequeno volume do corpo do paciente, conforme ilustra a figura 2.2. Conhecido como voxel, este elemento, ou esta quantidade, deve ser do entendimento principalmente do radiologista, pois de acordo com os parâmetros utilizados, o tamanho do voxel irá definir o menor tamanho de patologia a ser identificada.
Assim, sabendo-se o valor do campo de visão e a matriz escolhida, podemos calcular o quanto representa, ou qual a dimensão de cada pixel. Vejamos os exemplos:
a) - campo de visão de 24 cm divido por uma matriz de 256 x 256 pixels 1 pixel = 240mm / 256 = 0,9375mm
b) - campo de visão de 35 cm divido por uma matriz de 256 x 256 pixels 1 pixel = 350mm / 256 = 1,3671mm
c) - campo de visão de 35 cm divido por uma matriz de 512 x 512 pixels 1 pixel = 350mm / 512 = 0,6835mm
d) - campo de visão de 45 cm divido por uma matriz de 512 x 512 pixels 1 pixel = 450mm / 512 = 0,8789mm
Como podemos ver, o ponto colorido na tela pode representar uma área no paciente de 0,6835mm X 0,6835mm ou uma área de 1,3671mm X 1,3671mm. Isto dá uma diferença de 4 vezes entre a menor
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(0,467mm2) e a maior área (1,869 mm2). Logo, patologias menores que 1 mm2 não seriam detectados com a
escolha da resolução maior (opção b).
2.3 - Reconstrução da Imagem
A imagem tomográfica, embora pareça ser a representação quase perfeita das anatomias do paciente em exame, na realidade é um conjunto de números, transformados em tons de cinza, que informam a densidade de cada ponto da anatomia. Como as partes anatômicas possuem densidades distintas, dependendo das células que a compõem, a informação das densidades acabam formando imagens que, na tela, desenham as várias anatomias do corpo humano.
Para descobrir o valor de densidade de cada ponto interior ao corpo humano, o tomógrafo realiza a medição da atenuação de radiação que o corpo humano provoca quando atravessado por um feixe de raios X. Como esta atenuação é realizada por todo o corpo, é necessário que se façam várias exposições em diferentes ângulos. Assim, se obtém uma grande quantidade de dados para que o computador possa definir ponto a ponto da imagem qual seu valor de atenuação, ou de densidade. A transformação desses valores nos vários níveis de cinza análogos cria uma imagem visual da seção transversal da área varrida.
Os valores de atenuação para cada conjunto de projeção são registrados no computador e a imagem tomográfica computadorizada é reconstruída através de um processamento computacional complexo. O número finito de valores de atenuação correspondente ao objeto varrido é organizado na forma de uma matriz ou tabela. Devido a suas capacidades de absorção diferentes, estruturas internas diferentes serão identificáveis na imagem fotográfica. O tamanho da matriz da imagem, ou seja, o número de pontos fotográficos calculados irá implicar no número de projeções individuais.
O tamanho da matriz, ou tabela, contudo, também influencia na qualidade da resolução da imagem. Matrizes maiores significam mais pontos e pixel de menor área, o que resulta em mais detalhes. No entanto, implica num esforço computacional maior pelo computador.
2.3.1 - Obtenção dos Dados
Varreduras de tempo curto são desejáveis em tomografias computadorizadas de corpo inteiro, uma vez que artefatos de movimentos causados pela respiração, peristalgia e batimento cardíaco podem ser desta forma eliminados. Sistemas de varreduras lentas com movimentos alternados e de contra-rotação estão, contudo, sendo substituídos por sistemas de rotação contínua, que apresentam tempos mais curtos de varredura. Por isso, o tempo de realização do exame, que em alguns equipamentos pode ser ajustado pelo técnico, também pode ajudar na melhora da qualidade da imagem.
Na tomografia computadorizada, a interação do feixe de fótons com o paciente acontece da mesma forma que na radiografia convencional: tecidos moles absorvem pouca radiação e geram imagens mais escuras; ossos absorvem muita radiação e produzem imagens mais claras nos filmes radiográficos. Dessa maneira, o que os detetores de radiação fazem é medir a quantidade de raios X ou fótons que conseguem atravessar o paciente e atingi-los.
Conforme podemos ver na Figura 2.3, quanto maior for a espessura de um determinado material, mais a radiação será bloqueada, ou atenuada.
Figura 2.3 - A atenuação da radiação por um material qualquer está diretamente relacionado com sua espessura: (a) material radiopaco; (b) gráfico que representa a diminuição da intensidade da radiação com o aumento da espessura.
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Esta relação na realidade é exponencial, e dada pela equação:
onde:
I = intensidade do feixe após interação; I0 = intensidade emitida;
L = espessura atravessada (em linha reta); μ= coeficiente de atenuação do material.
Logo, o que os detectores medem é a quantidade I de radiação que os atinge. Porém, para montar a imagem, o computador calcula o valor da atenuação μ, pois é a diferença entre as atenuações das regiões do corpo que irá gerar o contraste óptico que permite ao médico encontrar as anatomias e diagnosticar as anomalias. Desta forma, aplicando a operação logarítmica sobre a equação anterior, obtemos:
O valor de I é medido pelos detetores para cada posição do tubo de raios X, a cada movimento de rotação do portal. I0, a quantidade de radiação
emitida pelo tubo, deve ser medida em uma de três formas possíveis:
1. Durante o processo de aquecimento do tubo, no início dos trabalhos do dia, o aparelho faz alguns disparos sem haver paciente dentro do portal. Conseqüentemente, toda a radiação emitida deverá atingir os detetores, a menos das perdas devida a filtração, colimação e obstáculos, como a carcaça do portal. Porém, esta atenuação é conhecida pelo fabricante e pode ser facilmente identificada e descontada dos cálculos;
2. Pode ser colocado um detector logo na saída do cabeçote para medir a radiação emitida pelo tubo a cada novo disparo;
3. Um detector é instalado junto aos demais detetores, porém localizado fora da região de alcance do paciente, garante que a radiação recebida só tenha sofrido atenuação do ar. Movendo-se em conjunto com todos os demais, este detector de calibração pode acompanhar as variações da intensidade de radiação que eventualmente possam ocorrer durante o exame.
Da equação da atenuação μ (2.2), podemos notar que das 4 variáveis, só falta descobrir qual é o valor da espessura L do paciente para que o computador possa montar finalmente a imagem.
2.3.2 - Cálculo da Matriz Tomográfica
O valor de L necessário para os cálculos das densidades dos tecidos é dado em conjunto pela matriz escolhida e pelo campo de visão determinado pelo técnico. Uma vez conhecidos estes dois valores, o computador tem condições de determinar cada um dos valores de atenuação de cada ponto da matriz-imagem. Conforme visto no item 2.2.1, a escolha do número de pontos da matriz e o tamanho do campo de visão irão determinar o valor de L para a equação 2.2.
Independente do tipo de tomógrafo utilizado, o resultado de cada corte realizado será uma quantidade enorme de valores de intensidade de radiação detectados pelos sensores em cada uma das posições de corte. E desta forma, a reconstrução da imagem a partir destas medidas também será o mesmo para qualquer tomógrafo. A equação fundamental é aquela apresenta pela equação 2.1.
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No entanto, com a ajuda da figura 2.4, podemos notar que a espessura que atenuará o feixe de fótons é equivalente ao campo de visão especificado pelo técnico.
Figura 2.4 - Seção transversal de um objeto dividido em 8 x 8 partes, onde foram incididos 4 feixes distintos e avaliada a atenuação provocada.
Porém se utilizarmos a equação 2.2 para verificarmos o coeficiente de atenuação do material iremos apenas calcular um coeficiente total para todo comprimento L. Isto significa dizer que os 25 cm de espessura do paciente, por exemplo, é feito de um tecido único e homogêneo. Sabemos que isto não é verdade. Com o auxílio da divisão do corte tomográfico em milhares de
pontos pela matriz escolhida, devemos adaptar as equações 2.1 e 2.2 para o nosso objetivo. Se o feixe de fótons irá atravessar,
digamos, 8 regiões de densidades diferentes, então teremos 8 processos distintos de atenuação.
A figura 2.5 ajuda a visualizar este processo.
Figura 2.5 - Detalhe de uma das colunas da seção transversal apresentada na figura 2.4.
Assim, equacionando para cada uma das fatias a relação entre a radiação incidente e a radiação remanescente, teremos:
E assim por diante. Genericamente, temos:
Fazendo-se a inclusão da equação 2.4 na equação 2.3, e a equação 2.5 na equação 2.4, e assim por diante até o total de fatias, obteremos a equação da radiação remanescente após a interação coma todas as fatias.
Pela propriedade de associação das potências, podemos simplificar a equação 2.7 para:
Logo, podemos verificar que há a necessidade de se determinar não apenas um, mas vários coeficientes de atenuação e vários comprimentos ou dimensões para cada uma das fatias.
Se retornarmos a equação original 2.1, podemos verificar que ambas são a mesma, desde que consideremos
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A partir desta relação podemos concluir que o valor de L1 a Ln pode ser definido como sendo um valor
único L, definido pelo técnico ao escolher a matriz da imagem e o campo de visão. Ou seja, L será o comprimento do pixel. Logo a equação 2.9 passa a ter uma única incógnita:
e conseqüentemente,
Assim, o valor que o computador calcula inicialmente, parciais provocada por cada fatia (eq. 2.11).
Inicialmente, o computador considera os valores de atenuação todos iguais (eq. 2.12), já que a informação que é medida corresponde a soma de todas as atenuações parciais.
Para descobrir quanto vale cada atenuação individual, o que irá gerar o contraste na imagem, o computador precisa realizar o cálculo para várias projeções diferentes. Ou seja, a ampola e os detectores terão que girar em torno do paciente e ter conhecimento das atenuações provocadas por vários ângulos de incidência. Medidas adicionais de diferentes vistas espaciais (ângulos de varredura) são necessárias para a determinação dos valores de absorção individuais (um total de N x N, por exemplo, 8 x 8
projeções neste exemplo).
Para a realização efetiva da tomografia computadorizada, o número e a qualidade dos dados de cada elemento individual, ou seja, o grau da resolução espacial aumenta na proporção do número de medidas de atenuação tomadas de diferentes ângulos.
2.4 - Confecção da Matriz da Imagem
Uma vez que o computador obtenha uma lista de valores com todas as atenuações medidas pelos sensores, começa um complexo processo computacional matemático para que
se identifique o valor da densidade ou da atenuação em cada pixel da imagem a ser gerada.
Para explicarmos este processo, vamos imaginar que estejamos realizando a tomografia da peça apresentada na figura 2.6.
Os valores apresentados em cada região correspondem aos coeficientes daquela região (µn).
Figura 2.6 - Matriz exemplo de reconstrução.
Quando o computador receber as informações vindas do portal, serão as seguintes, para 4 incidências
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Figura 2.7 - Valores obtidos pelos sensores para cada coluna.
Colocando todos estes números na matriz, com as devidas ponderações devido à angulação, o computador chegará a uma matriz de imagens parecida com esta:
Figura 2.8 - Resultado processado pelo computador.
Este valor não é muito parecido com os valores originais do objeto, porém podemos detectar que no meio da imagem há uma atenuação diferenciada na
peça. Assim, podemos dizer que o objeto possui um centro diferenciado da periferia. Claro que o exemplo é muito simples, mas podemos verificar a importância da obtenção de várias informações, ou seja, a necessidade da ampola girar e realizar nova incidência. Assim, se o procedimento for feito em toda a volta (360º) a qualidade da imagem será muito melhor do que a apresentamos no exemplo.
2.4.1 - Valores da Densidade
Para cada elemento de volume é dado um valor numérico, ou seja, um valor de atenuação, que corresponde à quantidade média de absorção de radiação daquele tecido representado no pixel. A densidade na tomografia computadorizada é diretamente proporcional (relação linear) com o coeficiente de atenuação, uma constante do tecido influenciado por muitos fatores. O coeficiente de atenuação quantifica a absorção da radiação X. Após a calibração interna do tomógrafo, a densidade do tomograma computadorizado da água é ajustada para 0, e a densidade do ar para -1.000 unidades
Hounsfield (Hounsfield units ou simplesmente HU).
2.4.2 - Escala Hounsfield
Em tomografia computadorizada, os valores de atenuação são medidos em unidades Hounsfield (HU). O valor de atenuação do ar e da água (definido como -1000 HU e 0 HU, respectivamente) representam pontos fixos na escala de densidade do TC e mantêm-se inalterados mesmo com a variação da tensão do tubo. Dependendo da radiação efetiva do aparelho de varredura, a relação da atenuação dos diferentes tipos de tecidos com a água irá variar.
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Os valores de densidades listados na literatura devem, portanto ser considerados como simples indicações ou pontos de referência, e não como valores absolutos para um determinado tecido ou órgão.
2.4.3 - Densitometria
A disposição dos detectores no anel de varredura facilita as medições quantitativas de densidade em áreas selecionadas livremente no objeto sob teste (regiões de interesse).
O número de TC, ou unidade Hounsfield, representa a média aritmética de todos os valores de atenuação medidos num volume elementar individual.
A imagem sozinha em nível de cinza de um objeto varrido fornece algumas informações da densidade relativa (radiodensidade) da estrutura presente na imagem.
Através da comparação com os tecidos circundantes, a estrutura pode ser descrita como isodensa
(mesma densidade), hipodensa (baixa densidade) ou hiperdensa (alta densidade).
Em órgãos parencmatosos como o cérebro, fígado, rins e pâncreas, o valor de atenuação dos tecidos circundantes sadios é normalmente usado para comparação.
Os números de TC na faixa da água são descritos como água-densos, aqueles na faixa da gordura como gordura-densos, e aqueles na faixa dos músculos, como músculo-densos.
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2.5 - Variação da Imagem
Os valores de atenuação para reconstrução da imagem, variando de -1000 HU a +1000 HU, são convencionalmente mostrados numa correspondência com vários níveis de cinza. Contudo, o olho humano normalmente só pode distinguir entre 20 e 30 tons diferentes. Se toda a escala de densidade de 2000 HU fosse apresentada em uma única imagem, o médico radiologista seria capaz de distinguir apenas um tom de cinza dentro da faixa de diagnóstico de importantes tecidos moles (a faixa entre –100 HU
e 100 HU seria vista pelo radiologista como uma mancha só).
Ele não poderia visualizar todas as nuanças densitométricas mensuráveis pelo computador, e importantes informações para o diagnóstico seriam perdidas. A janela da imagem foi então desenvolvida como uma forma de produzir contrastes vívidos mesmo em diferenças densiométricas suaves.
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O conceito da janela torna possível a expansão da escala de cinza (largura da janela - window width) de acordo com uma faixa arbitrária de densidades. Valores de atenuação acima do limite superior da janela aparecem com tom branco, e aqueles abaixo do limite inferior são apresentados em preto. O nível ou
centro da janela (window center) determina o centro da escala de densidades, ou seja, quais estruturas e órgãos são representados com os níveis intermediários de cinza.
Os ajustes da janela devem ser realizados de acordo com as estruturas a ser diagnosticado. Janelas estreitas proporcionam uma imagem de alto-contraste, no entanto, há o perigo de estruturas fora da faixa da janela podem ser inadequadamente apresentadas ou mesmo, não serem percebidas. Com ajustes de janela mais amplos, diferenças pequenas de densidades aparecem homogeneamente são, assim, mascarados. A resolução é desta forma reduzida. Vejamos dois exemplos de janela e a visualização da conversão de HU para cinza:
Ex. 1: valor central = 200 HU largura = 1400 HU cada nível de cinza representa 5,5 valores HU Ex. 2: valor central = 1000 HU largura = 400 HU cada nível de cinza representa 1,5 valores HU
Figura 2.9 - Representação gráfica do janelamento. Note que os valores fora da janela são todos convertidos numa única cor (branco ou preto). (a) exemplo 1; (b) exemplo 2.
3 - Operação do Tomógrafo
3.1 - Introdução
Diferentemente do que ocorre com o equipamento de raios X convencional, na Tomografia Computadorizada, o técnico trabalha muito mais na obtenção da imagem para diagnóstico, ou seja, no console de comando, do que no posicionamento do paciente.
Apenas para lembrar, cada anatomia do corpo humano exige uma posição diferente na realização do exame por raios X convencional. Já com a tomografia, o paciente permanece sempre na posição deitada. Devido aos inúmeros recursos que a Tomografia Computadorizada disponibiliza para o exame de lesões e anomalias em estruturas e órgãos do corpo humano, o console de comando de um tomógrafo é bem mais complexo quando comparado com o console de aparelho radiográfico convencional.
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Figura 3.1 - Console de comando do equipamento Toshiba. (cortesia Hosp. Celso Ramos - Florianópolis)
Cada fabricante, ou mesmo séries diferentes de equipamentos de um mesmo fabricante, tem a sua forma particular de disponibilizar para o técnico os diversos comandos e recursos necessários para a operação do Tomógrafo.
Com exceção de um ou outro recurso mais sofisticado, normalmente vendido separadamente pelo fabricante, todo Tomógrafo Computadorizado possui a mesma forma de operação e manipulação das imagens muito parecidas entre si.
A seguir, veremos a descrição da Mesa de Operação e por conseqüência, dos recursos disponíveis nos tomógrafos da marca Elscint, mais especificamente, o Exel 2000 sprint e Twin Scan.
(a) (b)
Figura 3.2 - O console de comando do Elscint resume-se a um teclado padrão de computador, mouse e tela do computador: a) Tela do computador onde, através do mouse, são selecionadas as funções; b) console com botão de emergência e para comunicação com o paciente; ao fundo, comando da processadora laser. (cortesia Hospital Municipal São José - Joinville)
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3.2 - Console de Operações
Praticamente todo o exame de tomografia computadorizada é "realizado no console" da mesa de operação. Após o posicionamento do paciente na mesa de exames e o alinhamento da mesma com o portal, o técnico se dirige para o console de comando onde então poderá definir os parâmetros e executar o exame tomográfico. A seguir, podemos ver um console padrão de um tomógrafo. Nele podemos notar a existência de 9 agrupamentos distintos de teclas, além de dois dispositivos rotacionais especais.
Cada fabricante pode eventualmente reposicionar os grupos de teclas ao longo do console, ou mesmo acima dele, junto ao monitor.
Figura 3.4 - Diagrama típico de um console de comando de TC onde se verifica que as funções são acessíveis através de teclas agrupadas em locais definidos do console.
Porém, deve-se verificar que, de uma forma, ou de outra, os comandos e recursos que aqui serão apresentados para este console padrão com certeza estarão disponíveis nos consoles de todos os tomógrafos. Será apenas uma questão de verificarmos onde e com qual designação foram colocados pelo fabricante. Nas próximas seções, detalharemos cada um dos grupos de teclas e suas respectivas funções.
Figura 3.5 - Console de comando do Elscint Twin Scan. (cortesia Hospital Dona Helena - Joinville)
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As teclas de controle de menu são utilizadas:
Durante a pesquisa de um determinado paciente nos exames arquivados; Na apresentação da lista de imagens de um determinado paciente; Na inserção ou verificação do protocolo de varredura;
Para selecionar as imagens a serem exibidas ou arquivadas; Mudanças no protocolo de varredura, etc.
Figura 3.6 - Botões de movimentação do cursor e do menu de opções.
Descrição das Teclas
CONT (continuation - CONTINUAÇÃO): serve para indicar que você já acabou algum procedimento/preenchimento e deseja passar para o passo seguinte, ou quer continuar a executar algum comando previamente interrompido ou suspenso.
ESC (escape - ESCAPE): tecla para abortar uma ação ou comando, também serve tara voltar para a informação anteriormente exibida na tela.
HOME(home - INÍCIO): tecla que faz o cursor ir para o início da página ou linha.
PAGE UP(page up - PÁGINA ANTERIOR): tecla que faz mostrar a página anterior, ou a lista anterior à que se está exibindo.
END(end - FIM): tecla que faz o cursor ir para o final da página ou linha.
PAGE DOWN (page down - PRÓXIMA PÁGINA): tecla que faz mostrar a página seguinte, ou a seqüência da lista que se está exibindo.
PRINT *(print - IMPRIMIR): juntamente com a tecla SHIFT, permite que os dados do monitor alfanumérico sejam impressos em papel.
TECLAS DE CURSOR ↑ ← ↓ →: servem para mover o cursor uma linha acima ou abaixo, uma letra à direita ou à esquerda.
3.4 - Controle de Varredura
Com este conjunto de teclas pode-se ativar e controlar a seqüência de cortes/varreduras que serão feitas no paciente. Normalmente são operadas em conjunto coma as teclas de Protocolos de Varreduras. Cada tecla possui uma pequena luz que indica que o comando foi aceito e permanece ligado enquanto o comando estiver ativado. Assim, o técnico sabe visualmente o procedimento que está realizando e qual teclas estão disponíveis no momento.
START STUDY (start study - INICIAR ESTUDO): inicia o processo de varredura, que consiste na inclusão dos dados do paciente. Após a inserção dos dados, seleciona-se o protocolo apropriado. Os cortes são realizados pelo pressionamento ou da tecla MANUAL SCAN ou de AUTO SCAN.
MANUAL SCAN (manual scan - VARREDURA MANUAL): faz cada corte individualmente.AUTO SCAN (auto scan - VARREDURA AUTOMÁTICA): faz todos os cortes programados sem necessidade de nova intervenção do operador.
STOP SEQ (stop sequence – PARAR SEQÜÊNCIA): - interrompe a seqüência em andamento.
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a) modelo Twin Scan; b) modelo Exel 2000 sprint.
SURVW PLAN (surview plan - PLANO DE PREVISÃO ou VISÃO GERAL): permite o planejamento da seqüência de cortes a serem realizados em cima de uma imagem parcial do corpo do paciente. Também permite ver o plano após sua execução.
REPEAT SCAN (repeat scan – REPETIR VARREDURA): retorna a mesa para a posição inicial e prepara o equipamento para realizar de novo um corte ou uma série de cortes.
CONTRAST (contrast - CONTRASTE): é usado para marcar os cortes que foram realizados após a injeção de material contrastante. As imagens são marcados com a letra C. Em Estudos Dinâmicos a tecla ativa um relógio para a medida do intervalo de tempo desde a injeção e o último corte. Este tempo é registrado nas imagens junto com a letra C.
VOICE/FILM-(voice/film - VOZ/FOTOGRAFAR): ativa ou cancela as instruções de VOZ, que consiste num conjunto de instruções pré-gravadas (do tipo inspira/expira) que são transmitidas ao paciente de forma automatizada com o exame(opcional); ou ativa ou cancela o processo de impressão/fotografia automática após cada corte(opcional). Modelo Exel 2000 sprint (teclas diferenciadas)
DYN STUDY(dynamic study - ESTUDO DINÂMICO): retorna a mesa para a posição inicial e prepara o equipamento para realizar de novo um corte ou uma série de cortes.
HOLD STORE(hold sore – MANTER ARQUIVAMENTE): habilita o ajuste do número de janelas para fotogramento automático.
3.5 - Protocolos de Varredura
Aqui se encontram as teclas de uso rápido onde estão memorizadas as principais técnicas utilizadas mais comumente no dia-a-dia dos exames com tomografia computadorizada.
Os tipos de varredura mais utilizados estão marcados nas próprias teclas. Protocolos, ou técnicas, adicionais podem ser selecionados a partir das teclas ADD HEAD (adicionar crânio) ou ADD BODY
(adicionar corpo) que apresentarão um menu com mais
opções de parâmetros.
Figura 3.8 - Botões de definição dos protocolos de varredura: a) modelo Twin Scan; b) modelo Exel 2000 sprint.
Para o Exel 2000, existem apenas mais 15 opções de protocolos ao teclar-se ADD PROT (adicionar protocolo). A tecla Helix permite o acesso aos protocolos especiais para a tomografia helicoidal. Cada protocolo inclui parâmetros de varredura e de reconstrução e opções de arquivamento. No entanto, sempre que um protocolo está disponível no Monitor de Dados, o operador poderá modificar os valores dos parâmetros de acordo com a requisição, ou selecionar um protocolo diferente, e finalmente, iniciar o procedimento de varredura. A tecla marcada com asterisco ( * ) é usada para modificar o protocolo corrente. Cada um dos protocolos pode ser alterado pelo operador que deve ir ao menu MISC
(miscelânea) e escolher a opção GENERATE SCAN PROTOCOLS (gerar protocolos de varredura).
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Os dados disponíveis para armazenamento no disco rígido ou CD-ROM regravável (disco óptico) são os arquivos brutos (dados de absorção de Raio-X antes da reconstrução) e imagens. Arquivos de dados brutos podem ser armazenados no disco ou no CD-ROM regravável (opcional). As imagens podem ser gravadas no disco, disquetes e cartuchos de Disco Óptico Apagável (CD-ROM regravável).
Figura 3.9 - Botões de manipulação de dados.
ARCH DIR (archive diretory – DIRETÓRIO DE ARQUIVOS): permite recuperar as imagens para o Monitor de Imagens e os dados brutos para a memória. ARCH XFER (archive transfer - TRANSFERÊNCIA DE ARQUIVOS): facilita a transferência de imagens entre arquivos.
STORE IMAGE (store image – ARQUIVAR IMAGEM): salva a imagem corrente do Monitor nos arquivos.
PAT CAT (patient catalog - CATÁLOGO DO PACIENTE): permite a visualização e eliminação das informações do paciente que estão armazenadas em disco. Também permite que as informações do paciente sejam guardadas ou recuperadas dos disquetes.
CLEAR ARCH (clear archive - LIMPAR ARQUIVO): permite a eliminação de cortes específicos de arquivos, apagamento completo de arquivos e a formatação de disquetes.
FILM(film - FOTOGRAFAR): permite fotografar a imagem apresentada ou um conjunto de imagens dos arquivos.
3.7 - Processamento da Imagem
As Teclas de Processamento ativam uma variedade de programas de pós-processamento que melhoram a utilidade para diagnóstico do TC. Elas também ativam funções auxiliares para ajuste, teste e calibração do TC.
Figura 3.10 - Botões de processamento da imagem: a) modelo Twin Scan; b) modelo Exel 2000 sprint.
ZOOM (zoom - AMPLIAR): permite o contínuo aumento e deslocamento da imagem para uma inspeção conveniente dos detalhes anatômicos.
MULTI FORM (multiple format - FORMATO MÚLTIPLO): permite a exibição de
múltiplos cortes no Monitor de Imagem (2, 4, 6, 9, ou 20 imagens). As imagens podem ser ampliadas e ajustadas na janela de cinza de forma individual ou coletiva.
LEAF (leafing - FOLHEAR): mostra as imagens de paciente atual (ou imagens
recuperadas dos arquivos) em tempo real. A troca das imagens é feita com o
uso do trackball.
OBLIQ (oblique - OBLÍQUO): é usado para reformatar a imagem nos planos
coronal, sagital e oblíquo.
STOP BKGD / STOP COMM (stop background / stop communication - PARAR TRANSMISSÃO): interrompe a
comunicação com o console remoto para uma operação mais eficiente do console principal.
3D SOFT (3D soft - 3D SUAVE) (opcional): permite a reconstrução tridimensional e manipulação da imagem
interativamente pelo usuário. A anatomia pode ser ampliada e vista de qualquer perspectiva. Superfícies tridimensionais podem ser cortadas e os valores de atenuação sobrepostos na superfície cortada. 3-D
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POST PROC (post processing - PÓS-PROCESSAMENTO): esta tecla permite acessar as funções de
pós-processamento, que são:
COMBINE IMAGES(combinar imagens): usado basicamente para comparar imagens similares;
INVERT IMAGES(inverter imagem): espelha a imagem de cima para baixo ou da esquerda para a direita para uma interpretação clinica mais fácil ou devido ao posicionamento não padrão do paciente.
TLCT(time lapse computed tomograph - tomografia computadorizada com intervalo de tempo): define tempos fixos
para que os cortes sejam realizados, dispensando o operador de processar cada corte separadamente; utilizado quanto há movimento do paciente ou anatomia ou com exames contrastados.
IMAGE ENHANCEMENT (melhoria da imagem): para suavizar a imagem ou acentuar as bordas das falhas anatômicas.
RELATE (relacionar): é usado para correlacionar características nas imagens tomográficas com a correspondente imagem do plano de varredura.
STEREOTAXIS (eixos estéreos): permite o posicionamento de até 15 marcadores sobre a imagem com suas respectivas coordenadas para facilitar o planejamento de cirurgias esterotácicas.
BMA (bone mineral content – conteúdo mineral do osso): ajuda no cálculo do conteúdo mineral do osso na
coluna lombar após um exame BMA(opcional).
DENTACT (opcional): auxilia na produção de imagens para uso no planejamento de implantação de próteses dentárias.
PRINT ROI CONTENTS(imprimir conteúdos de áreas de interesse): envia para um impressora (opcional) os valores de atenuação da área de interesse definido pelo usuário.
RECON (reconstruction - RECONSTRUÇÃO): reconstrói arquivos brutos com deslocamento X e Y definidos pelo usuário, além de fatores de ampliação, matriz e filtro.
CAL(calibration - CALIBRAÇÃO): é usado para a calibração diária do sistema.
TESTS (tests - TESTES): chama os programas de serviço para avaliar o desempenho do tomógrafo. Só pode ser usado por pessoal qualificado da Elscint.
MISC(miscellaneous - MISCELÂNEA): chama um menu com várias opções de ajustes.
IMAGE PARAM (image parameters - PARÂMETROS DA IMAGEM): mostra os parâmetros da imagem incluindo detalhes do paciente, fatores da técnica e parâmetros de reconstrução no Monitor de Imagem.
HELP(help - AJUDA): providencia instruções para operação da função atualmente em uso. PREV IMAGE(previous image – IMAGEM ANTERIOR): tecla usada para ver a imagem anterior.
NEXT IMAGE(next image – PRÓXIMA IMAGEM): tecla usada para ver a imagem seguinte.
3.8 – Gráficos sobre a Imagem
Neste grupo de teclas encontramos várias funções que ajudam na função de extrair da imagem as informações para um correto diagnóstico. Estas funções envolvem tanto a inserção de marcas, textos e números sobre uma área da imagem quanto a obtenção de informações adicionais da imagem ou de um região específica, além de permitir a visualização da imagem em condições especiais.
On/OFF OVRLY (on/off overlay – LIGA/DESLIGA SOBREPOSIÇÂO): temporariamente apaga a sobreposição dos gráficos sobre a imagem.
DELETE OVRLY(delete overlay - ELIMINA SOBREPOSIÇÃO): elimina a sobreposição e apaga todos os gráficos e suas informações.
DELETE GRAPH (delete graph – ELIMINA GRÁFICO): elimina qualquer gráfico específico. Primeiro aperta-se esta tecla e depois a tecla do tipo de gráfico que se quer eliminar.
