UNIVERSIDADE FEDERAL DE PERNAMBUCO CENTRO DE TECNOLOGIA E GEOCIÊNCIAS
DEPARTAMENTO DE ENERGIA NUCLEAR COMISSÃO NACIONAL DE ENERGIA NUCLEAR
CENTRO REGIONAL DE CIÊNCIAS NUCLEARES DO NORDESTE PROGRAMA DE PÓS-GRADUAÇÃO EM TECNOLOGIAS ENERGÉTICAS E
NUCLEARES
DANILO DE ALBUQUERQUE MELO CAMPELO
ESTIMATIVA DA DOSE EM PACIENTES ADULTOS SUBMETIDOS A EXAMES DE TÓRAX E ABDÔMEN EM TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA NO BRASIL
Recife 2019
ESTIMATIVA DA DOSE EM PACIENTES ADULTOS SUBMETIDOS A EXAMES DE TÓRAX E ABDÔMEN EM TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA NO BRASIL
Dissertação submetida ao Programa de Pós-Graduação em Tecnologias Energéticas e Nucleares para obtenção do título de Mestre em Ciências.
Área de Concentração: Aplicações de
Radioisótopos na Indústria e Medicina
Orientadora: Profa. Dra. Helen Jamil Khoury Coorientadora: Dra. Regina Bitelli Medeiros
Recife 2019
C193e Campelo, Danilo de Albuquerque Melo.
Estimativa da dose em pacientes adultos submetidos a exames de tórax e abdômen em tomografia computadorizada no Brasil. / Danilo de Albuquerque Melo Campelo. - Recife, 2019.
138 f. : il.
Orientadora: Profa. Dra. Helen Jamil Khoury. Coorientadora: Dra. Regina Bitelli Medeiros.
Dissertação (mestrado) – Universidade Federal de Pernambuco. CTG. Programa de Pós-Graduação em Tecnologias Energéticas e Nucleares, 2019.
Inclui referências e apêndices.
1. Engenharia nuclear. 2. Tomografia computadorizada. 3. Parâmetros de aquisição. 4. Dose absorvida. I. Khoury, Helen Jamil, orientadora. II. Medeiros, Regina Bitelli, coorientadora. III. Título.
DANILO DE ALBUQUERQUE MELO CAMPELO
ESTIMATIVA DA DOSE EM PACIENTES ADULTOS SUBMETIDOS A EXAMES DE TÓRAX E ABDÔMEN EM TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA NO BRASIL
Dissertação apresentada ao Programa de Pós-Graduação em Tecnologias Energéticas e Nucleares da Universidade Federal de Pernambuco, como requisito parcial para a obtenção do título de Mestre em Ciências.
Aprovada em: 26/09/2019.
BANCA EXAMINADORA
_________________________________________________ Profa. Dra. Helen Jamil Khoury (Orientador)
Universidade Federal de Pernambuco – DEN/UFPE
_________________________________________________ Profº. Dr. Vinícius Saito Monteiro de Barros (Examinador Interno)
Universidade Federal de Pernambuco – DEN/UFPE
_________________________________________________ Profº. Dr. Marcos Ely Almeida Andrade (Examinador Externo)
Centro Universitário Tiradentes – UNIT-PE
_________________________________________________ Profa. Dra. Simone Kodlulovich Renha (Examinador Externo)
AGRADECIMENTOS
À professora Dra. Helen Khoury, pela orientação e conselhos que estão contribuindo não só para a minha formação acadêmica, como também para meu desempenho profissional e crescimento pessoal.
À Professora Dra. Regina Bitelli, pela coorientação e material disponibilizado para estudo, apresentando sempre contribuições positivas aos debates no decorrer da pesquisa.
A toda equipe de professores do grupo de dosimetria e instrumentação nuclear do DEN/UFPE, pelas disciplinas oferecidas e que tanto contribuíram com a fundamentação teórica para a realização desta pesquisa.
Aos funcionários e colegas do grupo de dosimetria e instrumentação nuclear do DEN/UFPE, pelo incentivo e suporte durante todas as etapas da pós-graduação.
À empresa GE Healthcare do Brasil por viabilizar este estudo e pelo interesse em implementar projetos a partir dos resultados obtidos nesta dissertação.
RESUMO
A Tomografia Computadorizada (TC) é uma importante ferramenta de diagnóstico médico que possibilita a aquisição de imagens radiográficas de alta precisão e resolução. Entretanto, apesar dos avanços tecnológicos contínuos, os exames de TC podem resultar em altas doses absorvidas pelos pacientes, como vem sendo observado em diversos estudos realizados em diferentes países. No caso do Brasil, há poucos estudos que possibilitam obter um panorama referente ao parque de equipamentos de TC no País e como estes equipamentos vêm sendo utilizados, bem como as doses de radiação recebidas pelos pacientes em decorrência de exames de TC.
O objetivo deste trabalho consiste em um levantamento dos parâmetros de aquisição, índice volumétrico de kerma ar (Cvol) e produto do kerma ar pelo comprimento de varredura (PKL), resultantes de exames de abdômen e tórax realizados em adultos . A parceria com a empresa GE possibilitou a aquisição dos dados através do acesso remoto aos equipamentos desta marca, que representam cerca de 30% dos tomógrafos instalados no país, segundo dados do departamento de vendas da empresa. Neste trabalho foram analisados equipamentos instalados em 17 estados e no Distrito Federal, totalizando 31 equipamentos de oito modelos distintos, com 4, 16 e 64 canais. Estes equipamentos estão distribuídos em 31 instituições onde, para cada instituição, foram coletados dados de 20 exames de pacientes adultos, realizados sem a utilização de contraste, sendo 10 exames de tórax e 10 de abdômen. Os resultados mostraram que em 10 instituições o valor médio de Cvol para exames de abdômen estava acima dos valores encontrados na literatura e do valor de referência do Reino Unido. No caso de exames de tórax, esta condição foi observada em 8 instituições. Para exames de abdômen, os valores médios de Cvol variaram entre 6,60 mGy a 34,64 mGy, enquanto que para exames de tórax encontrou-se uma variação de 4,51 mGy a 38,40 mGy. A análise dos resultados também mostrou que, para o exame de tórax ou de abdômen, utiliza-se diferentes parâmetros de irradiação em equipamentos de mesmo modelo, resultando, para alguns casos, em valores de Cvol três vezes mais elevados entre estas instituições. É interessante observar que estas características não estão restritas a uma dada região do País, mas distribuídas por todo o território nacional. Os resultados também mostraram que, em 13,5% dos exames de abdômen e em 25% dos exames de tórax, foram encontradas repetições de aquisições e realização de topogramas com dimensões do campo de radiação maiores do que a região de interesse para o estudo, resultando em doses absorvidas consideravelmente superiores aos valores esperados para estes tipos de exames. Os dados deste trabalho permitiram obter um mapeamento dos exames de tomografia de tórax e de abdômen, realizados em cerca de 74% dos estados brasileiros, gerando informações que podem ser utilizadas para o planejamento de programas de otimização de doses no País e capacitação dos profissionais da radiologia.
ABSTRACT
Computed tomography (CT) is an important medical diagnostic tool for acquisition of high precision and high-resolution radiographic images. However, despite continuous technological advances, CT scans may result in high doses absorbed by patients, as has been observed in several studies conducted in different countries. In the case of Brazil, there are few studies that provide an overview of the CT installed base in the country and how this equipment has been used, as well as the radiation doses received by patients as a result of CT scans.
The main purpose of this work is to investigate the acquisition parameters, volumetric air kerma index (Cvol) and air kerma-length product (PKL), resulting from abdomen and chest examinations performed in adults. The partnership with GE enabled data acquisition through remote access to CT scanners of this brand, which represent about 30% of equipment installed in the country, according to data from the company's sales department. In this study we analyzed scanners installed in 17 states and the Federal District, totaling 31 equipment of eight different models, with 4, 16 and 64 channels. These devices are distributed in 31 institutions where, for each institution, data were collected from 20 adult exams, performed without the use of contrast, 10 chest and 10 abdomens. The results showed that in 10 institutions the mean value of Cvol for abdomen exams were above the values found in the literature and the UK Reference Levels. In the case of chest exams this condition was observed in 8 institutions. For abdomen examinations, mean values of Cvol ranged from 6.60 mGy to 34.64 mGy, while for chest examinations a range of 4.51 mGy to 38.40 mGy was found. The analysis of the results also showed that for the chest or abdomen examination, different irradiation parameters are used in equipment of the same model, resulting, in some cases, in three times higher Cvol between these institutions. It is interesting to note that these characteristics are not restricted to a given region of the country but distributed throughout the national territory. The results also showed that repetitions of acquisitions and topograms with radiation field dimensions larger than the region of interest were found in 13.5% of abdomen and 25% of chest examinations, resulting in considerably higher absorbed doses than expected for these types of exams. The results of this work allowed us to obtain a mapping of the chest and abdomen tomography exams, performed in about 74% of the Brazilian states, generating information that can be used for the planning of dose optimization programs in the country and training of radiology professionals.
LISTA DE FIGURAS
Figura 1- Esquema de um equipamento de tomografia com alguns de seus componentes. ... 18 Figura 2 - Equipamento de tomografia computadorizada fabricado pela Toshiba, modelo Aquilion
One. ... 19 Figura 3 - Imagem de um gantry de TC aberto, com indicações das localizações do tubo de raios-X, detectores, colimador e gerador de alta tensão. ... 20 Figura 4 - Colimadores pré-paciente e pré-detector em equipamentos de tomografia. ... 23 Figura 5 - Esquema demonstrativo do princípio de funcionamento dos detectores cintiladores. . 24 Figura 6 - Matrizes de detectores para tomógrafos de 64 canais. ... 25 Figura 7 - Comparativo entre matrizes de detectores de tomógrafos de corte único e multicortes. ... 26 Figura 8 - Etapas do processamento de dados em exames de tomografia computadorizada. ... 27 Figura 9 - Representação do FOV para o equipamento modelo Discovery CT750, produzido pela
GE Healthcare (a); Ilustração dos conceitos de pixel e voxel (b). ... 28 Figura 10 - Números TC para diversos materiais. ... 29 Figura 11 – Representação esquemática do processo de aquisição das vistas e reconstrução por
retroprojeção filtrada. ... 30 Figura 12 – Representação da matriz de projeções (a) e do sinograma (b) ... 30 Figura 13 – Sucessivas retroprojeções filtradas, dando origem a imagem tomográfica. ... 31 Figura 14 – Representação da geométrica de aquisição em um tomógrafo de primeira geração. 33 Figura 15 – Representação da geométrica de aquisição em um tomógrafo de segunda geração. 34 Figura 16 – Representação da geométrica de aquisição em um tomógrafo de terceira geração. . 35 Figura 17 – Representação da geometria de aquisição em um tomógrafo de quarta geração. ... 36 Figura 18 – Geometria de uma aquisição axial (a) e helicoidal (b). ... 37 Figura 19 – Slip ring utilizado em equipamentos de tomografia e seus principais componentes. 38 Figura 20 – Representação gráfica para diferentes valores de pitch. ... 39 Figura 21 - Artefatos circulares em fantoma (a) e artefato de listras ocasionado pela presença de
metal (b). ... 42 Figura 22 - Simuladores para avaliação da qualidade de imagem: Catphan Phantom - The Phantom
Figura 23 - Relação entre o fator de passo (pitch) e o índice volumétrico de kerma ar (Cvol)... 47 Figura 24 - Esquema demonstrativo da diferença de distribuição de dose na direção longitudinal,
D(z), com relação ao número de cortes tomográficos. ... 49 Figura 25 - Distribuição do número de equipamentos avaliados por estado participante. ... 54 Figura 26 - Exemplo de relatório de dose emitido pelo sistema ao término do exame. ... 55 Figura 27 - Formulário com os dados dos exames de TC coletados através do acesso remoto aos
equipamentos da GE. ... 56 Figura 28 - Imagem do painel do CALDose_XCT com a indicação da seleção do tipo de phantom
para representação do paciente. ... 57 Figura 29 - Imagem do painel do CALDose_XCT com a indicação dos tipos de equipamentos de
TC possíveis de serem selecionados para a realização dos cálculos. ... 58 Figura 30 - Diagrama de Box & Whiskers mostrando os valores médios e variações da corrente
(mA) selecionada para exames de abdômen. ... 64 Figura 31 - Diagrama de Box & Whiskers mostrando os valores médios e variações da corrente
(mA) selecionada para exames de abdômen em equipamentos de 16 canais. ... 66 Figura 32 - Diagrama de Box & Whiskers mostrando os valores médios e variações da corrente
(mA) selecionada para exames de abdômen em equipamentos de 64 canais. ... 67 Figura 33 - Diagrama de Box & Whiskers mostrando os valores médios e variações do pitch
selecionado para exames de abdômen em equipamentos de 64 canais. ... 70 Figura 34 - Diagrama de Box & Whiskers mostrando os valores médios e variações do pitch
selecionado para exames de abdômen em equipamentos de 16 canais. ... 71 Figura 35 - Exemplos de relatórios de doses constando repetições de aquisições. Figura (a):
Instituição i2; Figura (b): Instituição i23. ... 73 Figura 36 - Topograma adquirido pela instituição i5 para realização de exame de abdômen sem
contraste. ... 74 Figura 37 - Diagrama de Box & Whiskers mostrando os valores médios e variações da corrente
(mA) selecionada para exames de tórax. ... 78 Figura 38 - Diagrama de Box & Whiskers mostrando os valores médios e variações da corrente
(mA) selecionada para exames de tórax em equipamentos de 16 canais. ... 79 Figura 39 - Diagrama de Box & Whiskers mostrando os valores médios e variações da corrente
Figura 40 - Diagrama de Box & Whiskers mostrando os valores médios e variações do pitch selecionado para exames de tórax em equipamentos de 16 canais. ... 83 Figura 41 - Diagrama de Box & Whiskers mostrando os valores médios e variações do pitch
selecionado para exames de tórax em equipamentos de 64 canais. ... 84 Figura 42 - Exemplo de relatório de dose de exame realizado pela instituição i7, constando
repetições de aquisições. ... 86 Figura 43 - Topograma adquirido pela instituição i2 (a) e pela instituição i4 (b) para realização de
exame de tórax sem contraste. ... 86 Figura 44 - Diagrama de Box & Whiskers mostrando os valores médios e variações do índice de
kerma ar (Cvol) para exames de abdômen. ... 88 Figura 45 - Relatório de dose de exame de abdômen realizado pela instituição i24. ... 89 Figura 46 - Exemplos de relatórios de doses constando repetições de aquisições. Figura (a):
Instituição i2; Figura (b): Instituição i22. ... 89 Figura 47 - Relatório de dose de exame de abdômen realizado pela instituição i24. ... 90 Figura 48 - Índice volumétrico médio de kerma ar (Cvol) em exames de abdômen, para todas as
instituições participantes do estudo. ... 91 Figura 49 - Diagrama de Box & Whiskers mostrando os valores médios e variações do índice de
kerma ar (Cvol) para exames de abdômen realizados em equipamentos de 16 canais. ... 93 Figura 50 - Diagrama de Box & Whiskers mostrando os valores médios e variações do índice de
kerma ar (Cvol) para exames de abdômen realizados em equipamentos de 64 canais. ... 94 Figura 51 - Relatório de dose de exame de abdômen realizado pela instituição i24. ... 94 Figura 52 - Produto da dose pelo comprimento de varredura para exames de abdômen realizados
em equipamentos de 16 canais. ... 95 Figura 53 - Produto da dose pelo comprimento de varredura para exames de abdômen realizados
em equipamentos de 64 canais. ... 97 Figura 54 - Diagrama de Box & Whiskers mostrando os valores médios e variações do índice de
kerma ar (Cvol) para exames de tórax. ... 99 Figura 55 - Relatório de dose de exame de tórax realizado pela instituição i2. ... 100 Figura 56 - Relatório de dose de exame de tórax realizado pela instituição i29. ... 100 Figura 57 - Índice volumétrico médio de kerma ar (Cvol) em exames de tórax, para todas as
Figura 58 - Diagrama de Box & Whiskers mostrando os valores médios e variações do índice de kerma ar (Cvol) para exames de tórax realizados em equipamentos de 16 canais. ... 104 Figura 59 - Diagrama de Box & Whiskers mostrando os valores médios e variações do índice de
kerma ar (Cvol) para exames de tórax realizados em equipamentos de 64 canais. ... 105 Figura 60 - Produto da dose pelo comprimento de varredura para exames de tórax realizados em
equipamentos de 16 canais... 106 Figura 61 - Produto da dose pelo comprimento de varredura para exames de tórax realizados em
equipamentos de 64 canais... 108 Figura 62 - Dose absorvida nos rins (R), fígado (F), pâncreas (Pa) e baço (B), em exames de
abdômen realizados nas instituições i2, i6, i13, i23, i26... 111 Figura 63 - Distribuição da dose absorvida no pâncreas em exames de abdômen, para as
instituições i2, i6, i13, i23, i26. ... 112 Figura 64 - Dose absorvida nas mamas (M), pulmões (P), tireoide (T) e parede do coração (PC),
em exames de tórax realizados nas instituições i2, i6, i13, i23, i26. ... 114 Figura 65 - Distribuição da dose absorvida nas mamas em exames de tórax, para as instituições i2,
i6, i13, i23, i26. ... 115 Figura 66 - Perfil do kerma ar para um corte com colimação N.T. ... 124 Figura 67 - Câmara de ionização tipo lápis posicionada para medição do Ca,100 (a); Câmara de
ionização tipo lápis (b). ... 125 Figura 68 - Arranjo para medição do Kerma ar no fantoma de PMMA (CPMMA,100). Câmara de
ionização do tipo lápis posicionada no centro do fantoma de abdômen. ... 126 Figura 69 - Representação do fantoma dosimétrico padrão e das posições para medição com a
LISTA DE TABELAS
Tabela 1 - Valores de Cvol e PKL para exames de rotina em tomógrafo de 4 canais. ... 45
Tabela 2 - Valores de Cvol e PKL para exames de rotina em tomógrafo de 16 canais. ... 45
Tabela 3 - Parâmetros recomendados para exames de tórax. ... 52
Tabela 4 - Parâmetros recomendados para exames de abdômen. ... 52
Tabela 5 - Características dos equipamentos e instituições participantes deste estudo. ... 59
Tabela 6 - Características dos modelos de equipamentos analisados neste estudo. ... 60
Tabela 7 - Distribuição dos exames por gênero e idade média dos pacientes. ... 61
Tabela 8 - Número de exames de abdômen analisados nas diversas instituições brasileiras em função da tensão de operação do tubo de raios-X... 62
Tabela 9 - Instituições que utilizaram tensão de 140 kV em algumas aquisições. ... 63
Tabela 10 - Valores médios dos parâmetros de aquisição de exames de abdômen, levantados pelo estudo da IAEA para diferentes países. ... 63
Tabela 11 - Valores mínimo, máximo e médio de corrente utilizados em equipamentos de 16 e 64 canais em exames de abdômen. ... 65
Tabela 12 - Número de exames de abdômen analisados nas diversas instituições brasileiras em função da espessura de corte. ... 68
Tabela 13 - Numero de exames de abdômen analisados nas diversas instituições brasileiras em função do pitch. ... 69
Tabela 14 - Valores médios de tensão (kV), espessura de corte e pitch para exames de abdômen em diferentes países (IAEA, 2009), acrescidos dos valores médios encontrados neste estudo para equipamentos de 16 e 64 canais. ... 72
Tabela 15 - Número de exames de tórax analisados nas diversas instituições brasileiras em função da tensão de operação do tubo de raios-X. ... 75
Tabela 16 - Instituições que utilizaram tensão de 140 kV em algumas aquisições. ... 76
Tabela 17 - Valores médios dos parâmetros de aquisição de exames de tórax, levantados pelo estudo da IAEA para diferentes países. ... 76
Tabela 18 - Valores mínimo, máximo e médio de corrente utilizados em equipamentos de 16 e 64 canais em exames de tórax. ... 77
Tabela 19 - Numero de exames de tórax analisados nas diversas instituições brasileiras em função da espessura de corte. ... 81 Tabela 20 - Numero de exames de tórax analisados nas diversas instituições brasileiras em função
do pitch... 82 Tabela 21 - Valores médios de tensão (kV), espessura de corte e pitch para exames de tórax em
diferentes países (IAEA, 2009), acrescidos dos valores médios encontrados neste estudo para equipamentos de 16 e 64 canais. ... 85 Tabela 22 - Valores do índice volumétrico de kerma ar (Cvol) médio para exames de abdômen em
alguns países, de acordo com estudo da Agência Internacional de Energia Atômica. ... 90 Tabela 23 - Instituições que ultrapassam as recomendações (DRLs) do Reino Unido quanto ao
índice volumétrico de kerma ar em exames de abdômen. ... 92 Tabela 24 - Valores das médias do índice volumétrico de kerma ar (Cvol) e do DLP para exames
de abdômen em alguns países, de acordo com estudo da Agência Internacional de Energia Atômica, acrescidos dos valores médios encontrados neste estudo para equipamentos de 16 e 64 canais... 98 Tabela 25 - Valores médios do índice volumétrico de kerma ar para exames de tórax em alguns
países, de acordo com estudo da Agência Internacional de Energia Atômica. ... 101 Tabela 26 - Instituições que ultrapassam as recomendações (DRLs) do Reino Unido quanto ao
índice volumétrico de kerma ar em exames de tórax. ... 103 Tabela 27 - Valores médios do índice volumétrico de kerma ar (Cvol) e do DLP para exames de
tórax em alguns países, de acordo com estudo da Agência Internacional de Energia Atômica, acrescidos dos valores médios encontrados neste estudo para equipamentos de 16 e 64 canais. ... 109 Tabela 28 - Lista dos órgãos para os quais a ferramenta CALDose_XCT calculou a dose absorvida
(mGy) em exames de abdômen, bem como os valores mínimos, máximo e médios da dose absorvida para as instituições i2, i6, i13, i23 e i26. ... 110 Tabela 29 - Lista dos órgãos para os quais a ferramenta CALDose calculou a dose absorvida (mGy)
em exames de tórax, bem como os valores mínimos, máximo e médios da dose absorvida para as instituições i2, i6, i13, i23 e i26. ... 113
SUMÁRIO
1
INTRODUÇÃO
...15
2 REVISÃO DE LITERATURA
...18
2.1 PRINCÍPIO DE FUNCIONAMENTO DA TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA .. 18
2.1.1 O gantry e o sistema de produção de raios-X ... 19
2.1.2 Detector e sistema de aquisição de dados ... 23
2.1.3 Sistema computacional e processamento da imagem ... 26
2.2 EVOLUÇÃO DOS EQUIPAMENTOS DE TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA . 32 2.2.1 Primeira geração ... 33
2.2.2 Segunda geração... 34
2.2.3 Terceira geração... 35
2.2.4 Quarta geração ... 35
2.2.5 Tomografia helicoidal ... 36
2.3 QUALIDADE DE IMAGEM EM TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA ... 39
2.4 TESTES DE DESEMPENHO E QUALIDADE ... 42
2.5 DOSIMETRIA EM TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA ... 44
2.6 OTIMIZAÇÃO DE PARÂMETROS DE AQUISIÇÃO ... 46
2.7 OTIMIZAÇÃO DA DOSE EM EXAMES DE TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA ... 49
3
MATERIAL E MÉTODOS
...54
3.1 CARACTERIZAÇÃO DOS EQUIPAMENTOS E INSTITUIÇÕES ... 54
3.2 PARÂMETROS DE IRRADIAÇÃO E DADOS COLETADOS ... 55
3.3 DETERMINAÇÃO DAS DOSES EM ÓRGÃOS ... 56
4
RESULTADOS E DISCUSSÃO
...59
4.1 CARACTERIZAÇÃO DAS INSTITUIÇÕES ... 59
4.2 CARACTERIZAÇÃO DOS PACIENTES... 61
4.3 PARÂMETROS DE IRRADIAÇÃO ... 61
4.3.1.1 Tensão (kV) ... 62 4.3.1.2 Corrente (mA) ... 63 4.3.1.3 Espessura de corte ... 68 4.3.1.4 Pitch ... 69 4.3.1.5 Repetição de aquisições ... 73 4.3.2 Exames de Tórax ... 74 4.3.2.1 Tensão (kV) ... 75 4.3.2.2 Corrente (mA) ... 77 4.3.2.3 Espessura de corte ... 81 4.3.2.4 Pitch ... 82 4.3.2.5 Repetição de aquisições ... 85 4.4 ESTUDO DOSIMÉTRICO ... 87
4.4.1 Índice volumétrico de kerma ar (Cvol) em exames de abdômen ... 87
4.4.2 Produto da dose pelo comprimento de varredura (DLP) em exames de abdômen .. 95
4.4.3 Índice volumétrico de kerma ar (Cvol) em exames de tórax ... 98
4.4.4 Produto da dose pelo comprimento de varredura (DLP) em exames de tórax ... 106
4.4.5 Dose absorvida nos órgãos em exames de abdômen ... 109
4.4.6 Dose absorvida nos órgãos em exames de tórax ... 112
5
CONCLUSÃO
... 116
6 PERSPECTIVAS
... 117
REFERÊNCIAS
... 118
APÊNDICE A - GRANDEZAS DOSIMÉTRICAS EM TOMOGRAFIA
... 123
APÊNDICE B – PARÂMETROS DE IRRADIAÇÃO E DOSES PARA EXAMES DE ABDÔMEN
... 129
APÊNDICE C – PARÂMETROS DE IRRADIAÇÃO E DOSES PARA EXAMES DE TÓRAX
... 134
1 INTRODUÇÃO
A tomografia computadorizada (TC) é uma das tecnologias de diagnóstico por imagem que mais tem se desenvolvido nos últimos anos, sendo considerada a maior inovação da radiologia desde a descoberta do raio-X por Roentgen, em 1895. A partir de sua inserção no mercado em 1972, a tomografia apresenta-se como uma ferramenta essencial para o diagnóstico médico, uma vez que permite obter imagens sem sobreposição de estruturas anatômicas e com alta resolução espacial. A técnica consiste em um feixe colimado de raio-X, direcionado ao paciente, onde atenuações, decorrentes das diferentes densidades de massa e números atômicos efetivos das estruturas internas do corpo, formam diversas projeções que são processadas e resultam na imagem final.
Os constantes avanços tecnológicos dos equipamentos de tomografia permitiram uma maior diversificação de estudos possíveis a partir dos exames de TC que, em conjunto com a maior acessibilidade a estes tipos de exames, contribuíram para o aumento da participação dos equipamentos de TC na dose recebida pelos pacientes. Segundo o relatório do Comitê Científico das Nações Unidas para Efeitos da Radiação Atômica (UNSCEAR, 2000), os exames de tomografia representam 34% da dose anual coletiva dentre todos os exames de diagnóstico por imagem que fazem uso de raio-X.
Pesquisas realizadas em grandes centros médicos apontam que estudos com equipamentos de tomografia computadorizada são responsáveis por uma fração crescente dos exames de imagem, chegando a representar, em alguns grandes centros, 25% de todos os exames, com uma contribuição de 60 a 70% na dose do paciente proveniente da radiologia diagnóstica (IAEA, 2009). Como consequência, os exames tomográficos são responsáveis pela fração majoritária da taxa de exposição em pacientes (IAEA, 2009), o que requer esforços para garantir que os indiscutíveis benefícios desta técnica não sejam atingidos através de protocolos de aquisição inadequados, expondo os pacientes a altas doses.
Alguns fatores são apontados como responsáveis pelo aumento nas doses em TC, como o crescente número de equipamentos e diversificação da base instalada, composta por muitos sistemas antigos e desatualizados. Valores de referência, indicando níveis de dose que, de forma geral, não precisam ser excedidos para obter imagens de qualidade, são difíceis de serem transferidos entre as gerações de equipamentos. Assim, o crescimento no uso de equipamentos de
TC tem sido mais veloz que a implementação de estratégias para o gerenciamento e otimização da dose.
Diversos avanços foram atingidos em termos regulatórios e aplicações em ambientes clínicos, por meio de padronizações na indústria, procedimentos de segurança e instruções de melhores práticas, conscientizando tanto as empresas fabricantes como a comunidade médica das suas responsabilidades para a otimização de dose. De acordo com a Agência Internacional de Energia Atômica, do inglês International Atomic Energy Agency (IAEA), a aplicação dos padrões básicos de segurança em radiologia diagnóstica tem como objetivo obter as informações para o diagnóstico requerido, com o mínimo de exposição possível do paciente, dentro das limitações dos recursos predominantes (IAEA, 2014).
A Comissão Internacional de Proteção Radiológica, do inglês International Commission
on Radiological Protection (ICRP), define o conceito de níveis de referência e recomenda
protocolos específicos, com fatores de exposição menores para exames pediátricos (ICRP, 2007). Além disso, é de extrema importância a capacitação dos profissionais de radiologia, para que possam conhecer o equipamento e garantir as melhores técnicas de aquisição, obtendo imagens com qualidade suficiente para o diagnóstico médico, com a menor dose possível para o paciente, levando sempre em consideração as características físicas do paciente e da região em análise, bem como as necessidades clínicas. Desta forma, faz-se necessário o monitoramento da dose empregada nos exames e o acompanhamento de perto por parte da equipe médica, combatendo também as requisições indiscriminadas e a repetição de exames.
Observa-se, portanto, a importância da redução na dose absorvida por pacientes, sem perder a confiabilidade nas imagens produzidas para o diagnóstico médico, por meio da justificativa e otimização dos procedimentos utilizados durante os exames. Desta forma, imagens contendo todas as informações necessárias ao diagnóstico devem ser obtidas, expondo os pacientes a doses dentro das recomendações internacionais, a partir de protocolos adequados à patologia em estudo.
Os principais programas de otimização de protocolos que têm evoluído na redução de dose são aqueles com modificações baseadas nas características do paciente e nos parâmetros do estudo: corrente do tubo; tensão; pitch e comprimento de varredura. Do ponto de vista dos fabricantes, as principais medidas para redução de dose estão na geometria do detector, algoritmos iterativos de
reconstrução, filtros de moldagem de feixe, colimação do feixe pré-paciente e controles automáticos de exposição.
O objetivo deste estudo consiste na avaliação dos principais parâmetros de aquisição utilizados em exames de tomografia computadorizada, de tórax e abdômen sem contraste, realizados em adultos, em instituições de radiodiagnóstico distribuídas no território brasileiro. Os dados dos parâmetros de irradiação utilizados em cada exame (kV, mA, pitch etc.) foram coletados remotamente, bem como os relatórios de dose dos exames, onde pode-se observar os valores do índice volumétrico de kerma ar (Cvol) e do produto da dose pelo comprimento de varredura (DLP). Através deste estudo será possível ter uma análise dos procedimentos de TC realizados no país e uma estimativa dos valores de dose absorvida nos órgãos, possibilitando obter dados para definição de doses de referência e programas de otimização dos protocolos.
2 REVISÃO DE LITERATURA
2.1 PRINCÍPIO DE FUNCIONAMENTO DA TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA
O equipamento de tomografia computadorizada (TC) consiste, basicamente, em um sistema contendo um tubo de raios-X e detectores de radiação posicionados de forma diametralmente oposta, que rotacionam em torno do paciente formando cortes tomográficos (slices), como demostrado na Figura 1.
Figura 1- Esquema de um equipamento de tomografia com alguns de seus componentes.
Fonte: SPRAWLS (2018), modificado.
O paciente é posicionado em uma mesa que se desloca entre o tubo de raios-X e os detectores, permitindo a varredura de toda a região de interesse por um fino feixe colimado, sendo possível, ainda, a combinação dos movimentos de rotação e deslocamento da mesa para aquisição de imagens em forma de hélice (helicoidal). Assim, finas secções transversais do corpo humano, com diferentes espessuras, são formadas de acordo com a região em estudo e finalidade do exame, reduzindo a sobreposição de estruturas anatômicas.
Todas as informações captadas pelo sistema de aquisição de imagens são transmitidas ao sistema computacional (console), onde as imagens são reconstruídas, armazenadas, processadas e direcionadas para estações de pós processamento e laudo, ou sistemas de armazenamento de dados (FRIEDLAND; THURBER, 1996). A Figura 2 mostra um equipamento de tomografia computadorizada e seus principais componentes. A unidade de distribuição de energia (Power
Distribution Unit – PDU) é responsável pela alimentação de todas as partes que compõem o
equipamento.
Figura 2 - Equipamento de tomografia computadorizada fabricado pela Toshiba, modelo Aquilion One.
Fonte: TOSHIBA (2018), modificado.
2.1.1 O gantry e o sistema de produção de raios-X
O gantry consiste na estrutura do equipamento de tomografia onde localiza-se o gerador de alta tensão, tubo de raios-X, colimadores, detectores e sistema de aquisição de dados (Data
Acquisition System – DAS), além de placas de controle, sistema de resfriamento e motores para
rotação e inclinação do gantry. A abertura do gantry circunda a mesa, onde o paciente é posicionado durante a varredura.
O gerador de alta tensão fornece a tensão necessária ao tubo para produção do feixe de raios-X. Os tubos de raios-X nos equipamentos de tomografia funcionam de maneira semelhante
aos equipamentos de radiografia convencional, cujo princípio de funcionamento baseia-se na aceleração, no vácuo, de uma nuvem de elétrons produzida no filamento (catodo). Os elétrons chocam-se com o anodo, convertendo a maior parte de sua energia cinética, cerca de 99%, em energia térmica, sendo apenas 1% da energia convertida na produção de raios-X por
bremsstrahlung ou raio-X característico (BUSHONG, 2013). A Figura 3 apresenta uma imagem
de um gantry de TC, com a indicação de alguns de seus principais componentes. O gantry possui um sistema de refrigeração próprio, que atua na refrigeração do tubo de raios-X e detectores, além do conjunto de motores responsáveis pela movimentação do equipamento.
Figura 3 - Imagem de um gantry de TC aberto, com indicações das localizações do tubo de raios-X, detectores, colimador e gerador de alta tensão.
Fonte: CTSCANNERINFO (2015), modificado.
Uma vez que apenas uma pequena fração da energia elétrica é efetivamente convertida em raios-X (tipicamente, menos de 1%), a quantidade de calor suportado pelo tubo de raios-X define a sua capacidade. A produção excessiva de calor no interior do tubo pode elevar a temperatura além de valores críticos, danificando o tubo de raios-X de diferentes formas, como o derretimento do anodo, rompimento dos filamentos ou ruptura do invólucro.
Os principais fatores que interferem diretamente na produção de calor são a tensão efetiva (kVe), a corrente elétrica e o tempo, ou seja:
𝐻𝑒𝑎𝑡 (𝐽) = k𝑉𝑒 𝑥 𝑚𝐴𝑠 (1)
ou
𝐻𝑒𝑎𝑡 (𝐽) = 𝑤 𝑥 k𝑉𝑝 𝑥 𝑚𝐴𝑠, (2)
onde kVp representa a tensão de pico e w o fator da forma de onda da tensão aplicada ao tubo, cujos principais valores são: potencial constante = 1,0; trifásico (12 pulsos) = 0,99; trifásico (6 pulsos) = 0,96; fase única (single fase) = 0,71 (SPRAWLS, 1993).
Apesar do Joule ser a unidade básica de calor, não é comumente utilizada para expressar calor em tubos de raios-X. Uma unidade especial, denominada unidade de calor, do inglês Heat
Unit (HU), foi introduzida no momento onde os equipamentos que utilizavam fase única (single phase) eram os mais comuns, de forma a simplificar o cálculo do calor produzido. A unidade HU
relaciona-se com Joule da seguinte forma:
𝐻𝑒𝑎𝑡 (𝐻𝑈) = 1,4 𝑥 ℎ𝑒𝑎𝑡 (Joule). (3)
Uma vez que o fator da forma de onda (w) para equipamentos single phase corresponde a 0.71 e o fator de conversão de HU para Joule igual a 1.4, o produto é igual a 1 e a relação abaixo é obtida, o que justifica a criação da unidade HU para o cálculo do calor de maneira mais direta (SPRAWLS, 1993):
𝐻𝑒𝑎𝑡 (𝐻𝑈) = k𝑉𝑝 𝑥 𝑚𝐴𝑠. (4)
Os tubos de raios-X apresentam duas configurações distintas quando se trata de rotor, uma com rolamento de esferas ou Ball Bearing (BB) e o tubo com rolamento de metal líquido ou Liquid
Bearing(LB). A principal diferença estre estes dois modelos está no fato do rotor do tubo LB
permanecer em rotação uma vez que é iniciada, minimizando as paradas do rotor, bem como os processos de aceleração e desaceleração, o que reduz o desgaste e permite estender a vida útil do
tubo. Além disso, os tubos LB apresentam maior capacidade de dissipação de calor quando comparados aos tradicionais tubos com rolamento de esferas (GE HEALTHCARE, 2019).
A quantidade de elétrons produzidos no catodo, processo denominado emissão termiônica, é proporcional à corrente aplicada no filamento, sendo a energia máxima do feixe de raios-X proporcional à diferença de potencial aplicada aos terminais do tubo. Desta forma, a dose de radiação no exame depende, dentre outros fatores, da corrente e tensão aplicadas no tubo de raios-X, além do tempo de exposição. Valores elevados de mAs (corrente x tempo) reduzem o ruído nas imagens, melhorando a resolução de baixo contraste, porém resultam no aumento da dose absorvida pelo paciente.
Na saída do tubo de raios-X são posicionados colimadores, compostos por várias secções, apresentados na Figura 4, que atuam na obtenção de um feixe homogêneo em forma de leque, além de limitar a espessura de corte. Estes colimadores têm como função restringir a área irradiada e reduzir a radiação espalhada, contribuindo assim para o aumento do contraste da imagem.
Outro dispositivo de grande destaque localizado antes do paciente (pré-paciente) consiste no filtro com forma geométrica mais espessa nas extremidades que na região central, conhecido como filtro bow tie, que atenua seletivamente os fótons emitidos em função do ângulo, ajudando a melhorar a qualidade da imagem, uma vez que as leituras dos detectores são substancialmente equalizadas (KALENDER, 2011). Por fim, o colimador pré-detector, demonstrado na Figura 4, reduz a radiação espalhada que pode incidir sobre os detectores, contribuindo para a melhoria do contraste da imagem.
Figura 4 - Colimadores pré-paciente e pré-detector em equipamentos de tomografia.
Fonte: BUSHONG (2013), modificado.
Todos os comandos básicos de controle do gantry encontram-se em painéis localizados em sua parte frontal e traseira. A partir destes comandos é possível definir a altura e posição longitudinal da mesa, além de permitir a angulação do gantry e ativação dos lasers localizadores, que representam os eixos (axial, sagital e coronal) para centralização do feixe na região do paciente sob estudo.
2.1.2 Detector e sistema de aquisição de dados
Os detectores utilizados nos equipamentos de tomografia computadorizada têm a função de converter a radiação em sinais elétricos, de maneira eficiente, estável e com curto tempo de resposta. Dois tipos de detectores destacam-se por suas aplicações em equipamentos de tomografia: detectores gasosos e cintiladores.
Nos detectores gasosos do tipo câmara de ionização, a radiação interage com o gás, sendo a ionização gerada proporcional ao pulso de corrente resultante, que por sua vez é proporcional à quantidade de átomos ionizados. Assim, quanto maior o número de fótons que interagem com o gás no interior da câmara, maior o número de íons gerados, o que aumenta o valor da corrente elétrica circulante. A eficiência de detecção das câmaras de ionização, dada pela razão entre os
fótons capturados e os fótons incidentes, é da ordem de 45%. Apesar da baixa eficiência, os detectores do tipo câmaras de ionização possuem menor custo de fabricação e apresentam boa estabilidade(IAEA, 2014).
No caso dos detectores de estado sólido, utiliza-se um material cintilador acoplado a um sensor semicondutor. A luz emitida a partir da interação do raio-X com o cristal cintilador é coletada pelo fotodiodo semicondutor e convertida em sinais elétricos, como esquematizado na Figura 5, com uma eficiência de aproximadamente 90% (IAEA, 2014), justificando a predominância deste tipo de detector nos equipamentos mais modernos.
Figura 5 - Esquema demonstrativo do princípio de funcionamento dos detectores cintiladores.
Fonte: VETERIAN KEY (2018), modificado.
Todos os dados brutos (raw data) provenientes da interação da radiação com os detectores, após suas conversões em sinais digitais, são transferidos pelo sistema de aquisição de dados (DAS), por meio de fibras óticas e antenas, para os computadores de reconstrução localizados no console do equipamento. Os computadores de reconstrução são responsáveis por aplicar os algoritmos necessários à formação das imagens, além de permitir ao usuário a manipulação das imagens, alterações na escala de cinza, reconstruções adicionais utilizando diferentes espessuras, reconstruções em três dimensões (3D) e diversas outras ferramentas.
A partir da década de 2000, os tomógrafos multicortes tiveram suas matrizes de detectores redesenhadas, com o intuito de obter cortes cada vez mais finos. Em 2002, os tomógrafos já possuíam 16 canais e, em 2005, os tomógrafos de 64 canais haviam sido introduzidos no mercado pela maioria dos fabricantes, que utilizaram como estratégia o alongamento das matrizes ao longo do eixo Z, ou seja, ao longo da mesa. A Figura 6 demonstra alguns exemplos de matrizes de detectores para equipamentos de 64 canais, com comprimentos de 40mm (64 x 0,625mm) para equipamentos Philips e GE Healthcare, 32mm (64 x 0,5mm) para modelos Toshiba e 24mm em equipamentos Siemens, que é capaz de realizar duas medidas por detector (GOLDMAN, 2008).
Figura 6 - Matrizes de detectores para tomógrafos de 64 canais.
Fonte: GOLDMAN (2008), modificado.
O número de canais de um equipamento corresponde ao número de imagens que o sistema permite adquirir a cada rotação completa (360°) em torno do paciente, do conjunto tubo de raios-X e detector. O tomógrafo multicorte representa um dos maiores avanços na tomografia computadorizada e baseia-se na tecnologia de multidetectores, diminuindo consideravelmente o tempo de varredura (KALENDER, 2011). A Figura 7 apresenta um comparativo entre matrizes de detectores de corte único e multicortes, sendo a quantidade de elementos detectores dependentes do fabricante e modelo de equipamento, podendo ser compostas por detectores físicos e sistema computacional para interpolação e simulação de elementos adicionais.
Figura 7 - Comparativo entre matrizes de detectores de tomógrafos de corte único e multicortes.
Fonte: GOLDMAN (2008), modificado.
Os tomógrafos multicortes introduziram novos conceitos relacionados à tecnologia de detectores, geometria de aquisição e algoritmos de reconstrução de imagens. Por conta das várias fileiras de detectores, o feixe de raios-X apresenta-se em formato de cone, e não mais na forma de leque como nos modelos iniciais, incidindo de forma oblíqua nos detectores.
Outra característica introduzida pelos equipamentos multicortes está no tempo de rotação do gantry, chegando a menos de 0,5s em alguns modelos, o que permitiu o surgimento de novos protocolos de estudos, como os exames em sincronização cardíaca (gating) (GE HEALTHCARE, 2018). Com tempo de rotação de 0,5 s e pitch maior que 1, tornou-se possível estudos de órgãos avaliando diferentes fases por meio de contraste, como por exemplo estudo hepático com contraste em fase arterial inicial, tardia e fase venosa.
2.1.3 Sistema computacional e processamento da imagem
O processamento de dados é realizado pelo sistema computacional e pode ser dividido em três etapas, conforme apresentado na Figura 8.
Figura 8 - Etapas do processamento de dados em exames de tomografia computadorizada.
Fonte: Autor (2018).
Na primeira etapa, os dados brutos obtidos pelo sistema de detecção, provenientes das atenuações da radiação nas diferentes estruturas do corpo, são submetidos a um pré-processamento, onde são realizadas correções e reformatação dos dados. A conversão das leituras de atenuação em uma imagem é um processo resultante de procedimentos matemáticos chamados de técnicas de reconstrução ou algoritmos de reconstrução, dando origem à imagem digital caracterizada pelos números TC ou números de Hounsfield. O passo final é o armazenamento da imagem digital na memória do equipamento, servidores ou diferentes tipos de mídias.
As imagens são constituídas por pequenas células ou elementos, denominados pixels, onde são armazenadas as informações numéricas provenientes da interação da radiação com a matéria, também conhecidas como número TC (CT number). O pixel consiste na representação bidimensional de uma unidade volumétrica de tecido, denominada voxel (volume element), determinada pela multiplicação do tamanho do pixel pela espessura de corte (Figura 9-b). O tamanho do pixel cresce proporcionalmente ao diâmetro da imagem reconstruída, ou campo de visão (FOV - field of view), demonstrado na Figura 9-a, mas tende a diminuir quando o tamanho da matriz de detectores aumenta, melhorando a resolução da imagem (BUSHONG, 2013).
Figura 9 - Representação do FOV para o equipamento modelo Discovery CT750, produzido pela GE Healthcare (a); Ilustração dos conceitos de pixel e voxel (b).
Fonte: a- GE HEALTHCARE (2018); b- FREDERIKSEN (1994).
Os números TC variam em uma escala que pode ir de -1.000 a valores que ultrapassam +3.000, correspondentes as densidades do ar e do osso, respectivamente, sendo o valor zero atribuído a densidade da água. O valor do número TC é dado da seguinte forma (BUSHONG, 2013): 𝑁ú𝑚𝑒𝑟𝑜 𝑑𝑒 𝑇𝐶 = 𝑘µ𝑡− µ𝑤 µ𝑤 , (5) onde:
- µ𝑡 corresponde ao coeficiente de atenuação linear do tecido no voxel sob análise; - µ𝑤 corresponde ao coeficiente de atenuação do raio-X na água;
- 𝑘 é a constante que determina o fator de escala para o intervalo do número TC.
Os números TC em uma imagem são representados em tons de cinza ou níveis de brilho. Baixos números TC fornecem tons mais escuros, o que significa menor atenuação do feixe de raios-X pelo tecido. A Figura 10 apresenta os números TC para diversos materiais, com detalhamento para materiais com densidade próxima à água.
Figura 10 - Números TC para diversos materiais.
Fonte: SPRAWLS (2018), modificado.
As imagens tomográficas são provenientes de projeções adquiridas por cada detector em diferentes ângulos durante a rotação do gantry, como fotografias retiradas de um determinado objeto, retratando sua aparência por diferentes posições, a partir de seu perfil de atenuação. O conjunto de dados adquiridos a partir da atenuação da radiação ao atravessar a região em estudo é disposto em forma de matriz, cujo tamanho é limitado pelo número de pixels, o que influencia diretamente na resolução espacial da imagem.
Os equipamentos de tomografia computadorizada costumam utilizar matrizes contendo 512 linhas e 512 colunas para a formação das imagens, mas equipamentos mais modernos já utilizam matrizes maiores, com 1024 linhas e 1024 colunas, melhorando a resolução espacial. Além disso, o número de equações utilizadas para reconstrução de cada imagem aumenta em função do número de detectores do equipamento e do número de projeções, o que requer maior esforço computacional para reconstrução.
As projeções provenientes da interação dos raios-X com a matéria são armazenadas e reconstruídas para formação das imagens, por meio de um processo denominado Retroprojeção Filtrada (Filtered Back Projection). Na Figura 11 observamos três etapas do processo de aquisição das projeções para posterior retroprojeção filtrada: aquisição de projeções para um fantoma contendo três objetos com diferentes valores de atenuação (a); valores de atenuação são adquiridos
para cada vista. A soma dos valores de atenuação para diversos ângulos dá origem a imagem (b); os valores de atenuação para quatro vistas são somados (c).
Figura 11 – Representação esquemática do processo de aquisição das vistas e reconstrução por retroprojeção filtrada.
JNMT (2007).
O acúmulo do perfil de tonalidade, a partir das medidas lineares de diferentes ângulos durante a rotação do gantry, dá origem ao sinograma, ou perfil de projeção sinusóide, demonstrado na Figura 12, que representa o alinhamento de todas as projeções ao longo de uma matriz.
Figura 12 – Representação da matriz de projeções (a) e do sinograma (b)
As informações distribuídas na matriz do sinograma são rearranjadas de forma a representar a região anatômica sob estudo, a partir dos coeficientes de atenuação dos tecidos irradiados, como demonstrado na Figura 13. Este processo é realizado a partir de uma operação matemática denominada convolução, que consiste basicamente em uma operação entre matrizes numéricas, contendo as informações quantitativas das imagens.
Figura 13 – Sucessivas retroprojeções filtradas, dando origem a imagem tomográfica.
Fonte: IAEA (2014).
A convolução utilizada na reconstrução das imagens tomográficas é do tipo filtrada, onde cada projeção passa por um algoritmo de reconstrução ou kernel, que consiste na soma de uma combinação ponderada de medidas, ou seja, uma manipulação matemática dos dados de atenuação de todas as projeções. Diferentes tipos de kernels podem ser aplicados, influenciando de formas distintas nas características da imagem (LEE et al., 2006).
Algoritmos 3D, baseados em gráficos computacionais e percepções gráficas, usam reconstruções volumétricas e de superfície para originar imagens tridimensionais, permitindo a interação e manipulação das imagens por parte do usuário, destacando regiões de maior interesse. A avaliação de parâmetros geométricos é possível através de medições de distância, área, ângulo e volume de determinadas estruturas anatômicas, além de medidas de densidade, utilizando o número TC para determinada região de interesse (region of interest - ROI).
O janelamento (windowing) é uma importante ferramenta de manipulação da escala de cinza, utilizando o número TC da imagem, que permite melhor visualização de determinadas estruturas de interesse. A modificação do contraste da imagem ocorre através dos mecanismos de controle da largura e do nível da janela, que correspondem, respectivamente, ao número máximo de tons de cinza que podem ser visualizados e o ponto central do número TC posicionado no interior da janela (SEERAM, 2001).
Alguns algoritmos de pós processamento, como a reconstrução multiplanar (multiplanar
reconstruction – MPR), podem ser aplicados às imagens axiais, resultando em imagens em planos
distintos (coronal e sagital), o que permite uma melhor visualização, identificação de estruturas específicas e determinação de suas características.
2.2 EVOLUÇÃO DOS EQUIPAMENTOS DE TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA
A tomografia convencional, que consiste na radiografia de uma camada do corpo orientada paralelamente a um filme radiográfico, foi inventada em 1921 por Bocage. Em seguida, em 1931, surge a primeira tomografia axial transversa desenvolvida pelo tecnólogo britânico Watson (FRIEDLAND; THURBER, 1996), utilizando um processo de reconstrução matemática para visualização das estruturas nas secções transversas do corpo.
Diversos métodos matemáticos de reconstrução foram apresentados por diferentes cientistas desde 1906 (FRIEDLAND e THURBER, 1996). Em 1917 o austríaco Radon deu início às reconstruções de imagens por projeção (SEERAM, 2001), com aplicações práticas na medicina, em 1960, por meio dos trabalhos de Oldendorf, Kuhl e Eduards (SEERAM, 2001). Allan MacLeod Cormack, físico sul-africano, aplicou as técnicas de reconstrução à Medicina Nuclear em 1963 (SEERAM, 2001) e, em 1967, o engenheiro britânico Godfrey Newbold Hounsfield utilizou estas técnicas para desenvolver o primeiro equipamento de tomografia computadorizada axial transversa para estudo de crânios.
Diversos avanços tecnológicos significativos ocorreram desde a publicação do trabalho de Housfield, destacando-se o trabalho do Dr. Robert Ledley, professor da Universidade Georgetown, que em 1974 desenvolveu o primeiro tomógrafo de corpo inteiro (SEERAM, 2001). Dando continuidade aos constantes avanços dos equipamentos de tomografia computadorizada, quatro gerações ganham destaques, diferenciadas pela geometria de detecção e forma de deslocamento
do sistema de aquisição durante a coleta de dados para formação das imagens. A evolução destas gerações busca, prioritariamente, a redução do tempo de varredura e reconstrução de imagens de boa qualidade.
2.2.1 Primeira geração
A primeira geração dos sistemas de tomografia computadorizada utilizava feixe de raios-X colimado e pontual, denominado “feixe em lápis” (pencil beam) paralelo, em conjunto com um ou dois detectores cintiladores. Além disso, estes sistemas tinham como características os movimentos de rotação e translação do conjunto tubo de raios-X e detector, levando aproximadamente cinco minutos para completar uma única imagem.
A aquisição dos dados neste tipo de tomógrafo dava-se pelo movimento de translação para cada 1° de rotação, realizando este processo repetidamente durante 180° de varredura, como demonstrado na Figura 14. Este sistema foi considerado apenas um projeto piloto, mostrando a viabilidade do conjunto fonte-detector, além do conjunto mecânico do gantry, do computador de aquisição e processamento das informações para geração da imagem (BUSHONG, 2013).
Figura 14 – Representação da geométrica de aquisição em um tomógrafo de primeira geração.
2.2.2 Segunda geração
Desenvolvida por volta de 1974, a segunda geração da tomografia computadorizada também possuía os movimentos de translação e rotação do tubo e surgiu com o objetivo de diminuir o tempo de varredura, ao passar para um sistema com múltiplos detectores e múltiplos feixes pontuais de raios-X, formando um pequeno leque, apresentado na Figura 15. Além disso, pelo fato de utilizar raios-X divergentes no lugar do feixe paralelo, este sistema requereu mudanças significativas no processo de reconstrução das imagens.
Figura 15 – Representação da geométrica de aquisição em um tomógrafo de segunda geração.
Fonte: HISIEH (2009), modificado.
Nos sistemas de segunda geração o feixe em forma de leque representava um aumento na intensidade da radiação em direção as bordas do feixe, devido à forma do corpo humano, fazendo-se necessário o uso do filtro bow tie para compensação.
O principal avanço nos sistemas de segunda geração está no aumento da velocidade de aquisição de dados. O sistema com múltiplos detectores, utilizando de 5 a 30 detectores, associado ao incremento de 5° ou mais durante o movimento de rotação, permitiu que durante uma única translação fossem capturadas informações equivalentes a vários movimentos nos sistemas de primeira geração, diminuindo para 30 segundos o tempo necessário à formação de uma imagem (BUSHONG, 2013). Os equipamentos de primeira e segunda geração tiveram seus usos proibidos no Brasil por meio da Portaria MS-453/1998 (BRASIL, 1998).
2.2.3 Terceira geração
A terceira geração dos equipamentos de tomografia computadorizada começou a ser produzida na década de 1970, como solução para a principal limitação dos equipamentos de segunda geração, que consistia no longo tempo para realização dos exames. Com o fim do movimento de translação e um aumento considerável no número de detectores (entre 600 e 750, em arranjo curvilíneo), o conjunto fonte-detector destes sistemas realiza apenas o movimento de rotação em torno do paciente, em 360°, permitindo obter uma imagem em menos de 1 segundo, reduzindo a ocorrência de artefatos de movimento.
Utilizando um conjunto de detectores curvilíneo, como demonstrado na Figura 16, e um feixe em leque consideravelmente mais largo (entre 30 e 60 graus) quando comparado aos equipamentos de segunda geração, todo o paciente pode ser observado pelo sistema durante todo o exame. Além disso, a distância constante entre o detector e a fonte significou um avanço importante na reconstrução das imagens, uma melhor colimação do feixe e a diminuição da radiação espalhada (BUSHONG, 2013).
Figura 16 – Representação da geométrica de aquisição em um tomógrafo de terceira geração.
Fonte: BUSHONG (2013) modificado.
2.2.4 Quarta geração
A quarta geração de equipamentos de tomografia surgiu em 1981, possuindo a fonte de raio-X com movimento de rotação em 360° e um conjunto estacionário de detectores, composto por cerca de quatro mil elementos, que circundavam todo o paciente (BUSHONG, 2013). O feixe
de raios-X, em forma de leque, era similar ao utilizado nos equipamentos de terceira geração e, por possuir detectores fixos, permitia calibrações individuais mais precisas dos elementos, o que diminuiu consideravelmente a ocorrência de artefatos. A Figura 17 apresenta a geometria de aquisição desta geração de tomógrafos.
Figura 17 – Representação da geometria de aquisição em um tomógrafo de quarta geração.
Fonte: BUSHONG (2013).
Utilizando um algoritmo de reconstrução oposto ao utilizado nos equipamentos de terceira geração, por considerar a origem do ápice do feixe em cada detector (ao invés de considerar no tubo de raios-X, como nos demais equipamentos), estes equipamentos eram capazes de gerar imagens em apenas algumas frações de segundo (SEERAM, 2001).
Por conta da quantidade maior de elementos detectores e por não representar ganhos significativos no tempo de varredura e na qualidade das imagens, estes equipamentos não tiveram muitas unidades vendidas e foram considerados economicamente inviáveis.
2.2.5 Tomografia helicoidal
As tomografias helicoidais surgiram da necessidade de varreduras mais rápidas, melhorias significativas na qualidade da imagem e da possibilidade de reconstruções tridimensional e multiplanar. Os tomógrafos helicoidais multicorte reduziram ainda mais o tempo de varredura, aumentando consideravelmente a resolução espacial (SEERAM, 2001).
Utilizando os mesmos princípios dos tomógrafos de terceira geração (tubo e detector com movimentos simultâneos e feixe em forma de leque), o tubo de raios-X rotaciona continuamente, ao mesmo tempo que o paciente é deslocado através do gantry. Com o tubo de raios-X energizado constantemente, as informações são coletadas de forma contínua, permitindo que as imagens sejam reconstruídas em qualquer posição ao longo do eixo longitudinal.
Devido ao movimento longitudinal da mesa simultâneo à rotação do tubo de raios-X, a varredura realizada é volumétrica e em forma de hélice, como representada na Figura 18, que posteriormente é processada e dá origem aos cortes individuais. As possíveis lacunas produzidas no modo helicoidal são compensadas por técnicas de interpolação introduzidas no processo de reconstrução, garantindo a qualidade da imagem para diagnóstico, reduzindo a presença de artefatos.
Figura 18 – Geometria de uma aquisição axial (a) e helicoidal (b).
Fonte: IAEA (2014).
As principais vantagens deste tipo de equipamento estão na redução de artefatos de movimento, permitindo a realização de imagens de órgãos em constante movimento, diminuição considerável no tempo de varredura e a possibilidade de reconstrução das imagens em diferentes ângulos, melhorando a visualização das estruturas anatômicas.
Outro avanço considerável desta geração de tomógrafos está na utilização da tecnologia de anéis deslizantes, do inglês slip ring, esquematizada na Figura 19, que consiste em trilhos eletromecânicos para transmissão de sinal e tensão elétrica entre a parte estacionária e rotacional do gantry. Escovas condutoras, normalmente uma liga de grafite e prata, eliminam os cabos de
alta tensão, permitindo a rotação contínua do tubo, detectores, gerador e sistema de aquisição de dados (BUSHONG, 2013).
Figura 19 – Slip ring utilizado em equipamentos de tomografia e seus principais componentes.
Fonte: GAT (2018), modificado.
Durante o desenvolvimento inicial dos equipamentos de tomografia com modo helicoidal utilizava-se o algoritmo de interpolação linear de 360°, que ocasionalmente gerava borrões nas imagens, quando formatadas em vista sagital ou coronal. Posteriormente, o método de reconstrução foi substituído pelo algoritmo de 180°, o qual permite a formação de imagens com melhor resolução no eixo Z, além de considerável melhora na qualidade da reformatação nos eixos sagital e coronal. No algoritmo de 180°, uma segunda espiral, oposta à espiral medida, é calculada, permitindo uma interpolação de pontos mais próximos e, por tanto, fornecendo imagens mais precisas e de melhor qualidade para o diagnóstico médico.
O pitch ou fator de passo, representado na Figura 20, consiste na razão entre o movimento da mesa durante uma rotação completa do gantry e a largura do feixe de raios-X, ou colimação total. Um pitch menor que a unidade significa a sobreposição do feixe de raios-X na região irradiada e, consequentemente, maior dose de radiação para o paciente. Por outro lado, o pitch maior que a unidade significa o aumento do volume de tecido irradiado para um mesmo tempo, ou seja, permite a irradiação de um volume maior em um simples intervalo de respiração do paciente, essencial em exames de angiografia e exames em pacientes pouco colaborativos (BUSHONG, 2013).
Figura 20 – Representação gráfica para diferentes valores de pitch.
Fonte: ABDULLA; CLARKE (2018), modificado.
Outro importante conceito introduzido com o surgimento dos equipamentos helicoidais multicortes consiste no mAs efetivo, ou mAs por corte, definido como o produto da corrente elétrica pelo tempo médio de exposição, por unidade de comprimento ao longo do eixo longitudinal. O mAs efetivo é calculado a partir do produto da corrente pelo tempo, dividido pelo pitch utilizado. Trata-se de um fator de extrema importância, visto que o aumento do pitch eleva o ruído na imagem, o que muitas vezes é compensado pelo aumento da corrente, refletindo na dose absorvida pelo paciente (MAHESH et al., 2001).
2.3 QUALIDADE DE IMAGEM EM TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA
A qualidade da imagem é de difícil definição, uma vez que depende dos protocolos utilizados, bem como das características requeridas pelo radiologista. Basicamente, a qualidade da imagem pode ser associada a duas etapas de aquisição:
• Aquisição de dados e formação de imagem, dependendo das características técnicas e físicas dos equipamentos, além de capacidade técnica do operador;
• Processamento e exibição de imagens, dependendo da maneira com que o radiologista detecta e interpreta as estruturas na imagem.
A qualidade da imagem tomográfica deve ser expressa através de parâmetros físicos, como uniformidade, linearidade, resolução espacial e ruído (EUROPEAN COMMISSION, 2000). Simuladores (fantomas) devem ser utilizados para a realização de testes, incluídos em programas
de Controle de Qualidade (CQ), que visam garantir a aquisição de imagens de qualidade, melhorando as chances de um diagnóstico correto e contribuindo para a saúde do paciente.
Os principais parâmetros que descrevem fisicamente a imagem de TC são a resolução espacial de alto contraste (nitidez de detalhe), a resolução de baixo contraste (sensibilidade de contraste) e os artefatos de imagem. Além disso, dois fatores chaves interferem na qualidade da imagem médica e na segurança: o tempo de aquisição de dados e as condições operacionais que definem a irradiação por imagem.
a) Sensibilidade de contraste ou resolução de baixo contraste
A resolução de baixo contraste determina o tamanho do objeto que pode ser visivelmente reproduzido, ainda que haja apenas uma pequena diferença na densidade entre áreas vizinhas. No caso de TC, o alto grau de contraste decorre do fato das imagens ocorrerem em planos, sem a sobreposição de outras estruturas fora deste plano. Além disso, o feixe de raios-X relativamente estreito contribui para a redução da radiação espalhada. O principal fator de degradação da sensibilidade de contraste na imagem de TC é o ruído de natureza estatística.
b) Ruído
O ruído consiste no aspecto granulado observado na imagem de TC. É resultado da natureza quântica dos fótons de raio-X, que gera uma flutuação estatística local nos números TC dos pixels da imagem, em uma região homogênea do corpo. O grau de ruído em uma imagem tomográfica pode ser definido como o desvio padrão do número TC para uma região de interesse (ROI), em um meio homogêneo.
A fonte predominante de ruído é a flutuação do número de fótons de raio-X detectados, dependendo, portanto, da eficiência dos detectores e do fluxo de fótons que atinge o detector, sendo este último determinado pela tensão aplicada ao tubo, corrente no tubo, filtro físico, espessura de corte, espessura e composição da região do corpo em estudo e pelo algoritmo de reconstrução, principalmente do núcleo de convolução (AAPM, 1993).
Por outro lado, para estudos de regiões com alto contraste entre as estruturas anatômicas, valores mais elevados de ruído são aceitáveis, o que demonstra que os parâmetros utilizados para
a realização do exame devem ser selecionados de acordo com a indicação clínica do procedimento (ICRP, 2000).
c) Resolução Espacial
Resolução espacial é a capacidade do sistema de apresentar detalhes pequenos de alto contraste (acima de 10%), podendo ser descrita como a menor distância entre dois objetos pequenos, que podem ser visibilizados na imagem. Em equipamentos de tomografia computadorizada encontra-se na faixa de 0,7 mm a 2,0 mm.
Muitos fatores contribuem para a perda de nitidez e redução da visibilidade de detalhe em exames de TC, alguns controláveis pelo operador e outros característicos do projeto do tomógrafo. O fator que influi na resolução espacial é o tamanho do voxel, que depende do campo de visão, tamanho da matriz e espessura de corte. Os filtros de reconstrução também contribuem para a resolução espacial (SPRAWLS, 1993).
d) Artefatos
Artefato de imagem é definido como qualquer estrutura ou padrão na imagem que não existe correspondência no objeto em estudo, podendo estar presente em qualquer sistema. A Figura 21 apresenta alguns exemplos de artefatos.
Em virtude do processo de formação da imagem, os artefatos em TC são bem distintos de outras modalidades, sendo identificados pela sua aparência. A familiaridade com artefatos permite ao profissional experiente desconsiderar subjetivamente a sua presença. Como fontes de artefatos têm-se (SPRAWLS, 1993):
• movimento do paciente (listras); • objetos de alta atenuação (listras);
• Intervalo grande entre projeções ou aliasing (listras); • desbalanceamento dos detectores (anéis); e
