GUSTAVO MACHADO SANTAELLA
AVALIAÇÃO DE DIFERENTES MATERIAIS
SIMULADORES DE TECIDOS MOLES NOS VALORES DE
TONS DE CINZA EM IMAGENS DE TOMOGRAFIA
COMPUTADORIZADA DE FEIXE CÔNICO
PIRACICABA 2015
Universidade Estadual de Campinas
Faculdade de Odontologia de Piracicaba
GUSTAVO MACHADO SANTAELLA
AVALIAÇÃO DE DIFERENTES MATERIAIS
SIMULADORES DE TECIDOS MOLES NOS VALORES DE
TONS DE CINZA EM IMAGENS DE TOMOGRAFIA
COMPUTADORIZADA DE FEIXE CÔNICO
Dissertação apresentada à Faculdade de Odontologia de Piracicaba da Universidade Estadual de Campinas como parte dos requisitos exigidos para a obtenção do título de Mestre em Radiologia Odontológica, na área de Radiologia Odontológica.
Orientadora: Profa. Dra. Luciana Asprino Este exemplar corresponde à versão final da dissertação defendida por Gustavo Machado Santaella e orientada pela Profa. Dra. Luciana Asprino.
Assinatura da orientadora
PIRACICABA 2015
Ficha catalográfica
Universidade Estadual de Campinas
Biblioteca da Faculdade de Odontologia de Piracicaba Marilene Girello - CRB 8/6159
Santaella, Gustavo Machado,
Sa59a SanAvaliação de diferentes materiais simuladores de tecidos moles nos valores de tons de cinza em imagens de tomografia computadorizada de feixe cônico / Gustavo Machado Santaella. – Piracicaba, SP : [s.n.], 2015.
SanOrientador: Luciana Asprino.
SanDissertação (mestrado) – Universidade Estadual de Campinas, Faculdade de Odontologia de Piracicaba.
San1. Tomografia computadorizada de feixe cônico. I. Asprino, Luciana,1974-. II. Universidade Estadual de Campinas. Faculdade de Odontologia de Piracicaba. III. Título.
Informações para Biblioteca Digital
Título em outro idioma: Evaluation of different soft tissue simulator materials in gray values in
cone beam computed tomography
Palavras-chave em inglês:
Cone-beam computed tomography
Área de concentração: Radiologia Odontológica Titulação: Mestre em Radiologia Odontológica Banca examinadora:
Luciana Asprino [Orientador]
Maria Augusta Portella Guedes Visconti Francisco Haiter Neto
Data de defesa: 27-02-2015
Programa de Pós-Graduação: Radiologia Odontológica
Powered by TCPDF (www.tcpdf.org)
��
•�-"
UNICAMP
UNIVERSIDADE ESTADUAL DE CAMPINAS Faculdade de Odontologia de Piracicaba
A Comissão Julgadora dos trabalhos de Defesa de Dissertação de Mestrado, em sessão pública realizada em 27 de Fevereiro de 2015, considerou o candidato GUSTAVO MACHADO SANTAELLA aprovado.
Profa. Ora. LLÍCIANA ASPRINO
Profara. MARIA AUGUSTA PORTLLA GUEDES VISCONTI
RESUMO
Os fótons de raios X são atenuados quando atravessam materiais, e isso afeta diretamente os valores dos tons de cinza da imagem. No presente estudo teve-se como objetivos avaliar a utilização de diferentes materiais como simuladores de tecidos moles e avaliar a influência dos tecidos moles nos tons de cinza em imagens de tomografia computadorizada de feixe cônico (TCFC). Para isso, foram utilizadas três cabeças humanas com os tecidos moles formolizados presentes e submetidas à aquisição de imagens de TCFC para determinação do grupo padrão-ouro. Posteriormente, as cabeças foram descarnadas e novamente tomografadas, com e sem a utilização de diferentes materiais simuladores de tecidos moles, seguindo o mesmo protocolo de aquisição. Quatro diferentes materiais foram testados, acrílico, água, cera utilidade e poliestireno expandido (EPS), utilizados isoladamente ou em combinação, totalizando 6 grupos de teste (sem simulador, com caixa de EPS de 2 cm de espessura, com acrílico com 0,5 cm de espessura, com caixa de EPS com cera de 1 cm de espessura, com caixa de EPS com cera de 1 cm de espessura e água no interior, e com caixa de EPS com água no interior). Um único avaliador selecionou oito regiões de interesse quadrangulares, sendo em maxila e mandíbula e incluindo dentes e ossos alveolares, e realizou as mensurações de todos os valores dos tons de cinza dos pixels das regiões. As medianas desses valores foram utilizadas para comparação pelos testes de Friedman e Dunn. Os resultados mostraram que os grupos testados não apresentaram diferenças estatisticamente significantes em comparação com o grupo padrão-ouro, com exceção dos grupos que envolveram água no interior das caixas. O EPS com 2 cm de espessura, associado ou não a uma camada de cera utilidade de 1 cm, e o acrílico com 0,5 cm de espessura foram os simuladores que forneceram imagens mais semelhantes às imagens do padrão-ouro. A água não se mostrou eficaz como simulador de tecidos moles. Os tecidos moles não influenciaram nos valores de tons de cinza mensurados na imagem de TCFC.
Palavras-chave: Tomografia computadorizada de feixe cônico. Tecidos moles. Simuladores.
ABSTRACT
X-ray photons suffer attenuation as they pass through materials of different compositions, and this directly affects the values of the image grayscale. This study aimed to test the usefulness of different materials as soft tissue simulators and evaluate the influence of soft tissues on grayscale values in cone beam computed tomography (CBCT). Three human heads with formalin fixed soft tissues were obtained and CBCT images were acquired to determine the gold standard group. The heads were stripped and tomographic images reacquired with and without the use of different materials for soft tissue simulation, following the same acquisition protocol. Four different materials were tested, acrylic, water, utility wax and expanded polystyrene (EPS), and these were used singly or in combination, with a total of 6 test groups (no simulator, with EPS box 2 cm thick, with 0.5 cm thick acrylic, EPS box with 1 cm thick wax, EPS box with 1 cm thick wax and water inside, and EPS box with water inside). A single evaluator selected the eight quadrangular regions of interest, being in the maxilla and mandible and including teeth and alveolar bone, and performed the measurements of all the pixel grayscale values of the regions. The median of these values were used for comparison by Friedman`s and Dunn's tests. The results showed that the tested groups showed no statistically significant differences compared to the gold standard group, with the exception of groups involving water inside the boxes. The EPS 2 cm thick, associated or not with a 1 cm layer of utility wax, and the 0.5 cm thick acrylic were the simulators that provided images more similar to the gold standard images. The water was not effective as a soft tissue simulator. The soft tissues did not influence the values of the CBCT image grayscale measured.
Keywords: Cone beam computed tomography. Soft tissue. Simulators.
SUMÁRIO
DEDICATÓRIA ...xiii
AGRADECIMENTOS ... xv
LISTA DE ABREVIATURAS E SIGLAS ... xix
1 INTRODUÇÃO ... 1
2 REVISÃO DA LITERATURA ... 5
2.1 Tomografia computadorizada ... 5
2.2 Simuladores de tecidos moles em radiografias bidimensionais ... 7
2.3 Simuladores de tecidos moles em TCFC ... 11
3 PROPOSIÇÃO ... 13
4 MATERIAL E MÉTODOS ... 14
4.1 Amostra ... 14
4.2 Aquisição das imagens e preparo das cabeças ... 14
4.3 Avaliação das imagens ... 19
4.4 Análise estatística ... 24
5 RESULTADOS ... 25
6 DISCUSSÃO ... 26
7 CONCLUSÃO ... 30
REFERÊNCIAS ... 31
ANEXO 1 – CERTIFICADO DO COMITÊ DE ÉTICA EM PESQUISA DA FOP-UNICAMP ... 34
DEDICATÓRIA
Dedico este trabalho à minha família, que me apoiou em todos os momentos e em todas as decisões de minha vida.
AGRADECIMENTOS
Agradeço à Universidade Estadual de Campinas, na pessoa do Magnífico Reitor
Prof. Dr. José Tadeu Jorge.
À Faculdade de Odontologia de Piracicaba, na pessoa do Senhor Diretor Prof. Dr.
Guilherme Elias Pessanha Henriques.
Ao Programa de Pós-Graduação em Radiologia Odontológica da FOP-UNICAMP, na pessoa da Senhora Coordenadora Profa. Dra. Deborah Queiroz De Freitas França.
Ao Laboratório de Anatomia e à Área de Radiologia Odontológica da Universidade
Federal de Juiz de Fora, nas pessoas do Prof. Dr. Eduardo Stehling Urbano e da Profa. Dra. Karina Lopes Devito, respectivamente.
À Coordenação de Aperfeiçoamento de Pessoal de Nível Superior – CAPES, pela concessão das bolsas DS (Demanda Social).
Agradeço a Deus, porque com certeza as ótimas surpresas que me aconteceram, no fundo, não são apenas obras do acaso.
Aos meus pais, José Francisco e Maria de Fátima, por tudo que me proporcionaram nessa caminhada. Com certeza esse caminho dificilmente seria traçado sem o apoio emocional e financeiro que tenho recebido, e serei eternamente grato por tudo.
Aos meus avós paternos e padrinhos Miguel e Maria de Lourdes que, nos últimos dois anos, foram a minha família mais próxima, sempre de portas abertas para um descanso aos finais de semana. Muito obrigado!
Aos meus avós maternos Sebastiana e José (que Deus o tenha), por todo o amor, especialmente ao meu avô que, mesmo apesar da distância nesses dois anos, resistiu um pouco mais para poder se despedir antes de partir.
Ao meu irmão Thiago pela amizade e companheirismo.
À minha noiva Julia, por todo amor e carinho nos momentos bons e ruins, e, principalmente, pela inestimável ajuda nessa etapa final do mestrado.
À minha orientadora, Profa. Dra. Luciana Asprino, por toda a ajuda concedida na execução desse trabalho. Mesmo com suas inúmeras atividades dentro da universidade, mostrou que sempre é possível ceder aqueles cinco minutos necessários para solucionar questionamentos, que puderam ser prolongados sem problemas para algumas horas quando necessário. Muito obrigado mesmo!
Ao Prof. Dr. Francisco Haiter Neto por toda a ajuda neste trabalho em eventuais dúvidas na área de Radiologia Odontológica que não puderam ser sanadas pela Profa. Luciana e pelas inestimáveis ajuda e confiança em tantas outras questões.
Ao Prof. Dr. Francisco Carlos Groppo pela grandiosa ajuda para transformar os milhares de valores numéricos de tons de cinza em resultados.
Às professoras Profa. Dra. Gláucia Maria Bovi Ambrosano, Profa. Dra. Deborah
Queiroz de Freitas e Profa. Dra. Anne Caroline Costa Oenning pelas considerações e
colaborações dadas a este trabalho no exame de qualificação.
Aos professores Prof. Dr. Frab Norberto Boscolo e Profa. Dra. Solange Maria de
Almeida Boscolo pelos valiosos ensinamentos recebidos.
Aos funcionários da Área de Radiologia Odontológica, Luciane Sattolo, Fernando
Andrade, Waldeck Moreira e Giselda Gonçalves pela dedicação ao trabalho na faculdade.
Aos amigos de turma de mestrado Danieli Moura Brasil, Eliana Dantas Da Costa,
Leonardo Vieira Peroni, Luciana Jácome Lopes e Mayra Cristina Yamasaki por todo o
companheirismo na busca pelo título de mestre.
Ao amigo Thiago de Oliveira Gamba por toda ajuda neste e em outros trabalhos, dentro e fora da faculdade, e pela parceria na hora do café a qualquer hora.
À amiga Maria Augusta Portella Guedes Visconti, sem a qual este trabalho não teria sido realizado do modo que foi. Muito obrigado!
Ao amigo Phillipe Nogueira Barbosa Alencar por toda ajuda na mudança para Piracicaba e pelo convívio dividindo apartamento nestes últimos 2 anos.
À todos os amigos do programa de Radiologia Odontológica, colegas de pós-graduação da FOP-UNICAMP, pelo tempo convivido e aprendizado compartilhado. Com certeza, de uma maneira ou de outra, vocês ajudaram muito nessa jornada.
Aos colegas de graduação na UFSC, em especial às amigas Laís Bison Franceschi,
Janaina Henriqueta Espíndola e Débora Delai Costa pela amizade, mesmo com a distância
e os compromissos.
LISTA DE ABREVIATURAS E SIGLAS
ADA – American Dental Association - Associação Americana de Odontologia
ALARA - As Low As Reasonably Achievable - Tão baixo quanto razoavelmente exequível BIT - Binary digits – Dígitos binários
CCD – Charge-Coupled Device – Dispositivo de Carga Acoplada
DICOM - Digital Imaging and Communications in Medicine - Imagens e Comunicações Digitais na Medicina
EPS - Expanded Polystyrene – Poliestireno Expandido ROI – Region of Interest - Região de Interesse
TC – Tomografia Computadorizada
TCFC – Tomografia Computadorizada de Feixe Cônico TCFL – Tomografia Computadorizada de Feixe em Leque
1 INTRODUÇÃO
A descoberta dos raios X por Wilhelm C. Röntgen em 1895 revolucionou a medicina e as outras áreas de saúde. Desde então, essa radiação eletromagnética tem sido cada vez mais estudada, com suas aplicações expandidas, e com o desenvolvimento de novas tecnologias que aprimoraram ainda mais suas capacidades de diagnóstico e terapêutica. Mas, ao mesmo tempo em que seu uso aumentou, novas pesquisas começaram a desvendar os efeitos nocivos biológicos da radiação X. Com elas, aumentou a preocupação em se expor o paciente à mínima dose possível para o diagnóstico e tratamento desejado (Gibbs, 1996).
A dose de radiação X e seus efeitos inerentes sobre os seres humanos têm sido um fator de grande discussão, pois se sabe que esses podem causar alterações celulares em organismos vivos, com diferentes níveis de intensidade (al-Bahri e Spyrou, 1996). Os efeitos da radiação podem ser classificados como determinísticos ou estocásticos. O primeiro é quando há morte celular pela exposição, geralmente requerem uma alta dose, que ultrapasse um limiar, e não são causados por exames de imagens Odontológicos. Temos como um exemplo comum a mucosite oral, que pode ser causada pelos efeitos da radioterapia de cabeça e pescoço. Os efeitos estocásticos, por sua vez, resultam do dano ao DNA celular, podem levar ao desenvolvimento de câncer e leucemia, por exemplo, e estão comumente associados às doses baixas cumulativas, sem um limiar definido na literatura (White e Mallya, 2012). Com isso, o valor diagnóstico de uma imagem tomográfica deve ser maior que os riscos ao paciente e suas aplicações devem ser validadas cientificamente antes de serem aplicadas clinicamente (Hatcher, 2010). Entretanto, pesquisas com seres vivos envolvendo radiação X passam por diversas regulações, o que pode significar sérias limitações em alguns casos. O desenvolvimento de pesquisas in vitro evita uma exposição desnecessária a esses pacientes, atendendo a um princípio conhecido como ALARA (As Low
As Reasonably Achievable, ou tão baixo quanto razoavelmente exequível) (Caldas et al.,
2010).
Na Radiologia Odontológica, é comum a utilização de peças anatômicas secas em estudos in vitro, e sabe-se que essas são capazes de proporcionar um correto valor diagnóstico em estudos (Molon et al., 2013). Mas as peças sozinhas podem não simular corretamente uma situação de realidade clínica com a atenuação dos fótons de raios X causada pelos tecidos moles, que estão ausentes nas peças, e com a radiação secundária gerada pelos mesmos. Isso pode acarretar em alterações no contraste e na densidade da imagem e no valor de diagnóstico dessa (Schropp et al., 2012). Os tecidos moles têm uma influência direta nos valores de tons de cinza da imagem e, consequentemente, na avaliação da densidade óssea nessas imagens (Souza et al., 2004).
O uso de materiais de diferentes composições, que consigam fazer com que a imagem final seja semelhante a uma realidade clínica, é algo a ser buscado (Midgley, 2005). Os materiais que simulam as interações da radiação X com os órgãos tecidos humanos, incluindo a absorção e a formação de radiação secundária, são chamados de phantons. É importante que eles possuam algumas características essenciais que viabilizem a sua utilização: serem de fácil aquisição e utilização, aplicáveis em diferentes situações e, principalmente, fornecerem valores precisos de densidade e contraste nas imagens (Caldas et al., 2010).
A atenuação dos fótons de raios X é influenciada diretamente pela composição do material. A variável física que avalia essa atenuação é conhecida como coeficiente de atenuação linear. É medida como a probabilidade de um fóton interagir com a matéria durante sua trajetória, e depende de alguns fatores, como a espessura, o número atômico e a densidade física do material (Farquharson et al., 1995). A água, assim como outros materiais hidrofílicos, possui capacidade de atenuação similar aos tecidos moles, mas diversos outros podem ser utilizados, como amostras de tecidos de gordura e músculo de animais, cera, metil metacrilato, parafina, resina epóxi, polietileno e madeira (Farquharson et al., 1995; Souza et al., 2004; Caldas et al., 2010; Schropp et al., 2012; Molon et al., 2013).
Contudo, estes estudos que compararam os simuladores de tecidos moles para pesquisas in vitro não utilizaram tomografias, mas sim radiografias bidimensionais, principalmente periapicais. A imaginologia odontológica dispõe atualmente de uma modalidade de imagem conhecida como tomografia computadorizada de feixe cônico (TCFC). A TCFC é uma tecnologia relativamente recente, na qual a imagem é adquirida por meio de uma fonte de radiação X e um sensor digital que rotacionam ao redor de um objeto, com a fonte emitindo um feixe de radiação de baixa miliamperagem com formato cônico, que atravessa o objeto ao centro e atinge o sensor. Durante essa rotação, múltiplas imagens são adquiridas, as quais recebem o nome de imagens base. Essas são posteriormente reconstruídas digitalmente em um computador, resultando em um volume digital, composto por diversos cubos menores denominados de voxels. Essa modalidade de imagem mais recente tem resultado em um importante avanço tecnológico na visualização dos tecidos ósseos da cabeça, no planejamento cirúrgico de implantes osseointegrados e diagnóstico de lesões patológicas (Scarfe e Farman, 2008; Hatcher, 2010; Tetradis e White, 2010).
Assim como as radiografias digitais, as imagens tomográficas da TCFC apresentam seus valores de tons de cinza medidos em valores de pixels ou voxels. Em um volume tridimensional, os pixels apresentam uma dimensão a mais (espessura) e por isso recebem o nome de voxels. Tanto um pixel quanto um voxel apresentam um único valor de cinza; por isso, um pixel é todo uniforme, não podendo apresentar mais de um valor para representar seu tom. No entanto, diferentemente do que ocorre na tomografia computadorizada de feixe em leque (TCFL), esses valores não seguem uma escala fixa e variam de acordo com o aparelho utilizado, entre outros fatores, como field of view (FOV, ou campo de visão), posição do objeto e exomassas. Porém, como a relação entre a atenuação dos raios X e os valores de cinza é linear, alguns métodos têm sido propostos para mensuração desses valores em imagens de TCFC (Farquharson et al., 1995; Mah et al., 2010; Reeves et al., 2012; Valiyaparambil et al., 2012).
Diante da escassez de trabalhos avaliando a influência dos tecidos moles em imagens de TCFC, sua importância para os estudos in vitro com a intenção de se obter imagens que mais se aproximem a uma realidade clínica, e a necessidade de um material adequado que possa cumprir os requisitos para estes estudos, fica evidente a necessidade de realização de trabalhos que façam essas avaliações.
2 REVISÃO DA LITERATURA 2.1 Tomografia computadorizada
Descoberta na década de 1970 pelo engenheiro inglês Sir Godfrey Hounsfield, com a colaboração do médico neuroradiologista Dr. James Ambrose, a tomografia computadorizada (TC) revolucionou o modo como imagens obtidas com raios X são interpretadas. Ao contrário da bidimensionalidade das radiografias, até então o melhor método para visualização de imagens internas do corpo humano, a tomografia permite uma visualização tridimensional das estruturas, que pode ser avaliada em diferentes planos (axial, sagital, coronal e oblíquos), sem a sobreposição de estruturas localizadas fora da região de interesse (Petrik et al., 2006).
A TCFC utiliza um feixe cônico de radiação X, de diferentes tamanhos nos diversos aparelhos, que incide sobre um objeto a ser tomografado e atinge um sensor digital, que pode ser do tipo CMOS (semicondutor metal-óxido complementar) de painel plano, ou do tipo intensificador de imagem. Essa rotação utilizada pode ser, geralmente, de 180º ou 360º graus, e irá interferir diretamente no número de imagens bases adquiridas que serão utilizadas para a reconstrução das imagens axiais desse objeto. Para isso, a maioria dos aparelhos utiliza uma fórmula de reconstrução conhecida como filtered back projection de Feldkamp (Feldkamp et al., 1984; Mozzo et al., 1998; Scarfe e Farman, 2008; Dennerlein et al., 2010; Molteni, 2013).
Os aparelhos de TCFC se diferenciam da maioria dos aparelhos de TC por adquirirem todo o volume da imagem em apenas uma rotação ao redor do objeto, o qual recebe o nome de field of view (FOV, ou campo de visão). Esse FOV é selecionado de acordo com o tamanho do objeto de interesse, determinando a colimação do feixe de raios X. Estudos mostraram que esse FOV tem uma relação direta com os valores dos tons de cinza da imagem tomográfica. Em FOVs de diâmetros pequenos, apesar de a região reconstruída ser pequena, a aquisição do volume se faz com áreas externas a esse FOV que recebem o nome
de exomassa. Isso interfere na uniformização do feixe, ocasionando uma perturbação e diminuição da qualidade desse, causando o aparecimento de artefatos de imagem (Katsumata et al., 2007; Farman e Scarfe, 2009).
Uma característica em comum tanto para TCFL quanto para TCFC é que ambas trabalham com um formato digital de imagem conhecido como DICOM (Digital Imaging and
Communications in Medicine, ou Imagens e Comunicações Digitais na Medicina). Esse
formato foi desenvolvido na década de 90 pelo American College of Radiology e pela
National Electrical Manufacturers Association com a finalidade de padronizar os exames de
tomografia computadorizada e de ressonância magnética. A estrutura de um exame em DICOM pode ser salva em dois formatos: um único arquivo DICOM contendo todas as imagens, ou múltiplos arquivos DICOMs numerados em sequência. Esses arquivos DICOMs são as imagens axiais do exame de tomografia computadorizada. Dentro dos arquivos, as informações estão separadas em duas partes: um cabeçalho que pode conter as informações do paciente, do aparelho utilizado para a aquisição e os parâmetros utilizados para esta aquisição (kVp, mA, tempo de exposição, entre outros), e uma segunda parte com a quantidade de pixels daquela imagem e os valores dos tons de cinza para cada pixel (Grauer et al., 2009; Varma, 2012).
Esses tons de cinza representam a densidade radiográfica, ou fator de atenuação da radiação X. A escala dos tons de cinza varia de acordo com a técnica de aquisição das imagens, e é específica para cada aparelho. O número total de tons de cinza varia de acordo com a profundidade de bits (binary digits, ou dígitos binários) que um sistema é capaz de obter. Um bit pode ter apenas 2 valores (0 ou 1) e a quantidade total de valores de tons de cinza é determinada pela potência a qual o número 2 será elevado. Imagens com 8 e 16 bits apresentam, respectivamente, 256 (28) e 65.534 (216) possibilidades de valores, sendo
sempre os dois valores mais extremos das escalas o preto (menor valor) e o branco (maior valor). Para sistemas mais recentes, a escala varia entre 12 bits (4048 valores) e 16 bits (65.534 valores) (Katsumata et al., 2007; Molteni, 2013).
Em TC, esses valores se aproximam muito dos valores propostos pela escala Hounsfield. Essa escala não faz parte do Sistema Internacional de Unidades de Medida, e também não é uma unidade fundamental ou derivada de alguma outra unidade, mas sim uma unidade de utilidade prática em exames de TC. É calculada pelo coeficiente de atenuação linear de cada tecido, levando em consideração a radiodensidade da água, que é considerada 0. O valor do ar, em pressão e temperatura normais, é de -1000, enquanto que o do osso cortical é de +1000. Porém, para TCFC esses valores não seguem o mesmo padrão, nem a mesma variação. Isso se dá por diversos motivos, como a geometria de projeção do feixe cônico da TCFC, a radiação secundária, o endurecimento do feixe por artefatos e a reconstrução parcial com exomassa. Portanto, os valores dos tons de cinza na TCFC dependem do aparelho em que são adquiridos, da região de interesse em que são analisados, e também dos parâmetros de aquisição de imagem utilizados (kVp, mA e tempo de exposição) e não podem, ainda, serem comparados com os valores da escala Hounsfield (Molteni, 2013; Oliveira et al., 2013).
2.2 Simuladores de tecidos moles em radiografias bidimensionais
Grande parte dos trabalhos que avaliaram a eficácia de diferentes simuladores de tecidos moles foi realizada em radiografias bidimensionais. Diversos materiais com diferentes espessuras já foram testados (Souza et al., 2004; Braga et al., 2006; Caldas et al., 2010; Schropp et al., 2012; Molon et al., 2013).
Souza et al. (2004) testaram simuladores para tecido adiposo, com tecido adiposo bovino em diferentes espessuras, e cera utilidade como simulador para tecido muscular, em uma mandíbula seca. Foram confeccionados recipientes plásticos, com espessuras de 0,5 cm, 1 cm, 1,5 cm e 2 cm e dentro foram colocadas amostras de tecido adiposo bovino preenchendo totalmente o interior. Para simular o tecido muscular, um bloco de cera utilidade com 1 cm de espessura foi utilizado em todas as aquisições. Esse conjunto de cera e tecido adiposo foi posicionado próximo à mandíbula seca, que era mantida fixa por um dispositivo confeccionado para esse fim. Como grupo controle, os autores usaram a
combinação de 1 cm de cera utilidade, com 0,5 cm de tecido adiposo bovino. Para cada um dos quatro simuladores, foram obtidas três radiografias, no mesmo aparelho, com os parâmetros de 70 kVp, 8 mA e distância foco-filme de 25 cm, em filmes Kodak Ultraspeed tamanho 2 (Eastman Kodak Co., Rochester, NY, EUA), e processados automaticamente. Depois, essas radiografias foram digitalizadas por meio de scanner. Para cada radiografia, foram selecionadas regiões de 30 x 30 pixels, tentando evitar ao máximo algumas regiões anatômicas, como o canal mandibular e a linha oblíqua. Os autores concluíram que quanto maior a espessura do tecido adiposo, maiores eram os valores dos tons de cinza medidos, e que esses valores tiveram diferenças estatisticamente significantes quando comparados os diferentes grupos.
Braga et al. (2006) avaliaram a influência de cinco diferentes materiais (parafina, cera utilidade, resina acrílica autopolimerizável, tecido muscular bovino congelado e tecido muscular bovino formolizado), em diferentes combinações, para reprodução da atenuação dos tecidos moles. Primeiramente foram realizadas três radiografias periapicais padronizadas de uma seção de mandíbula humana com os tecidos moles presentes, utilizando parâmetros de exposição fixos de 70 kVp, 7 mA e 0,4 segundos de exposição, com o uso de um posicionador, em filmes Kodak Insight de sensibilidade F (Eastman Kodak Co., Rochester, NY, EUA), que foram armazenados em um local protegido de radiação, calor e umidade. Posteriormente, os tecidos moles da peça foram removidos e essa foi novamente radiografada, com a utilização dos simuladores, em combinações que variavam sua utilização por vestibular e lingual da peça. Todos os filmes foram processados no mesmo momento, e digitalizados por meio de scanner para serem avaliados no software ImageTool 3.0 (UTHSCSA, San Antonio, Texas, EUA). Foi utilizado um ROI de mesmo tamanho para a avaliação. Como resultados encontraram que a cera utilidade nas espessuras de 25 e 30 mm foram as que melhor reproduziram a densidade óptica dos tecidos moles, que a posição dos simuladores por vestibular e/ou por lingual interferiu nos valores resultantes e que não houve diferenças estatisticamente significantes entre os grupos de músculo bovino
congelado e formolizado, apesar desses não reproduzirem fielmente os valores de atenuação dos tecidos moles na região estudada.
Caldas et al. (2010) estudaram quatro diferentes materiais (resina acrílica autopolimerizável, cera utilidade, madeira, e polimetilmetacrilato com água), em onze diferentes espessuras (4, 8, 12, 15, 20, 24, 28, 32, 36, 40 e 45 mm). Como padrão-ouro, foram utilizadas 20 radiografias de diferentes pacientes com indicação de radiografias periapicais de molares posteriores do lado esquerdo. Todas as radiografias dos simuladores foram feitas em um único crânio, seguindo parâmetros de exposição fixos pré-estabelecidos (70kVp, 10 mA e distância foco-filme de 40 cm) também utilizados nos pacientes, da região posterior esquerda de mandíbula, com o simulador fixado no cilindro localizador do aparelho de raios X. Para cada simulador foram feitas três radiografias em filmes Insight (Eastman Kodak Co., Rochester, NY, EUA). Os filmes foram todos processados na mesma processadora automática, com o mesmo tempo de processamento. Estas radiografias foram então avaliadas por meio de um densitômetro, onde foram obtidos os valores de densidade radiográfica de cada um dos materiais. As médias dos valores para cada simulador foram comparadas com a média do grupo padrão-ouro. Os resultados mostraram que os quatro materiais testados foram eficientes para simulação dos tecidos moles, com exceção da cera utilidade nas espessuras de 4 e 8 mm e a água na espessura de 4 mm.
Schropp et al. (2012) testaram a espessura de cera e de acrílico ideais para a simulação dos tecidos da bochecha em radiografias intraorais. Na cera, foram utilizados pequenos quadrados de 1,5 mm de espessura, que eram posicionados sequencialmente uns aos outros e pressionados, somando a espessura total de cera a ser utilizada. Para o acrílico, foram utilizadas lâminas de microscopia de 2 mm de espessura, que também eram posicionadas muito próximas umas às outras, para evitar espaços vazios. Os valores do grupo padrão ouro foram obtidos de 61 pacientes, com diferentes etnias e idades, divididos em três grupos com relação ao porte físico: abaixo do normal, normal e acima do normal. Para isso, foram adquiridas radiografias em um filme convencional, tamanho 2, Insight
(Eastman Kodak Co., Rochester, NY, EUA), da bochecha do lado esquerdo de cada paciente, sem a presença de dentes e tecido ósseo nas imagens. Uma lâmina de alumínio coberta por polimetilmetacrilato foi colocada à frente do filme em um posicionador, com a intenção de facilitar a mensuração da densidade radiográfica, e o conjunto posicionado para posterior, para que parte do masseter aparecesse na radiografia e mantido em posição por uma leve pressão manual do paciente. Todas as radiografias foram adquiridas no mesmo aparelho, com os mesmos parâmetros (65 kVp, 15 mA e tempo de exposição de 0,32 segundos) e processadas automaticamente, com soluções novas. As imagens foram então avaliadas em um densitômetro e receberam um valor dentro de uma escala de 0 a 4 para densidade em 10 pontos aleatórios, para os quais foi obtida uma média para cada filme, que foi de 1,74 no geral. Posteriormente, novas radiografias foram feitas com os dois materiais simuladores testados, em diferentes espessuras, que também eram posicionados à frente do bloco de alumínio e polimetilmetacrilato e do filme, e dessas feitas as densitometrias para comparação com o grupo padrão ouro. Para a cera, as espessuras que melhor representaram os valores de cinza das bochechas humanas foram as de 13 a 17 mm, enquanto que para o acrílico foi de 14,5 mm.
Molon et al. (2013) testaram cinco materiais diferentes: acrílico, cera, água dentro de um recipiente de acrílico com 2 mm de espessura, madeira e tecido muscular bovino congelado, em três diferentes espessuras: 10, 15 e 20 mm. Foram utilizadas 15 mandíbulas secas diferentes, utilizando as duas hemi-mandíbulas de cada, totalizando 30 regiões posteriores diferentes. Foi utilizado um aparelho de raios X intraoral, com parâmetros de exposição fixos de 65 kVp, 7 mA e 0,08 s de tempo de exposição e 30 cm de distância foco-sensor, com um sensor digital direto do tipo Charge-Coupled Device (CCD), salvando as imagens com 8 e 16 bits. As mandíbulas foram fixadas e estabilizadas utilizando um dispositivo, para que as regiões a serem radiografadas fossem sempre as mesmas, havendo apenas a substituição dos simuladores entre as diferentes aquisições. Para as análises foram definidas duas regiões de interesse (ROI), uma em região óssea alveolar e a outra em região dentária. Não foi definido um padrão-ouro de valores para imagens com os tecidos moles
presentes, sendo os simuladores comparados apenas entre si e com radiografias das mandíbulas secas sem a presença de nenhum simulador. Pela avaliação das intensidades dos valores dos tons de cinza dos pixels, os autores relataram que não houve diferenças estatisticamente significantes entre os diferentes simuladores. Porém, houve diferenças comparando os simuladores com os valores das imagens sem a presença desses nas regiões ósseas. Nas regiões dentárias, não foram achadas diferenças significantes. Portanto, concluíram que os simuladores influenciaram significativamente o valor da densidade óssea alveolar testada.
2.3 Simuladores de tecidos moles em TCFC
Visconti (2014) avaliou a utilização da água e do acrílico como materiais simuladores de tecidos moles, em diferentes espessuras e combinações, em TCFC. Três crânios humanos, com a presença dos tecidos moles formolizados, foram submetidos à aquisição de imagens tomográficas iniciais, em um aparelho i-CAT Next Generation (Imaging Sciences International, inc., Hatfield, PA, EUA), com os parâmetros fixos de 120 kVp, 5 mA, com um tempo de exposição de 26,9 segundos, tamanho de voxel de 0,25 mm e FOV de 11 cm de altura por 16 cm de diâmetro. Após isso, os crânios foram descarnados em laboratório, com a remoção total dos tecidos moles circundantes, e submetidos a novas aquisições tomográficas. Para simular os tecidos moles, foram confeccionadas três caixas acrílicas, de diferentes tamanhos (29x30x33 cm, 19x21x23 cm e 27x28x31 cm), com diferentes espessuras (0,5 cm, 1,5 cm e 1 cm), com a intenção de ser possível posicionar uma caixa no interior da outra, somando as suas espessuras, e com a possibilidade de preenchimento com água no interior e entre as paredes das caixas quando unidas. Para cada crânio foram feitas mais 10 aquisições com diferentes combinações de simuladores: caixas sem água (3 aquisições), caixas com água no interior (3 aquisições) e caixas combinadas entre si, com água apenas entre as paredes (4 aquisições). Para avaliação das imagens, foi utilizado o software ImageJ versão 1.48i (U. S. National Institutes of Health, Bethesda, Maryland, USA) e foram definidas 8 regiões para cada crânio, sendo quatro em maxila e quatro em
mandíbula (dente posterior, osso posterior, dente anterior e osso anterior), sempre nos cortes axiais. As regiões posteriores eram de um tamanho de 16x16 pixels, enquanto que as anteriores eram de 12x12 pixels, totalizando quatro aquisições de 256 valores de cinza e quatro de 144 valores por grupo (padrão-ouro e simuladores). Esses valores foram analisados por um teste ANOVA dois fatores, com nível de significância de 5%, e os resultados mostraram que tanto a região quanto o tipo de simulador afetaram os valores dos tons de cinza obtidos. Apenas o simulador 1 (caixa acrílica com 0,5 cm de espessura) e o simulador 2 (caixa acrílica com 1,5 cm) foram eficazes sendo o primeiro para as regiões de osso e dente superiores anteriores, e o segundo para a região de dente superior anterior. Os outros simuladores apresentaram diferenças estatisticamente significantes em comparação com o padrão-ouro.
Além disso, são vários os estudos que utilizam simuladores de tecidos moles para avaliação dos valores dos tons de cinza em TCFC (Katsumata et al., 2007; Katsumata et al., 2009; Oliveira et al., 2013). Oliveira et al. (2013) avaliaram a influência da localização anatômica nos valores dos tons de cinza de soluções homogêneas de fosfato de potássio dibásico (K2HPO4) em diferentes concentrações, e em diferentes tamanhos de FOV. Para
simular uma realidade clínica, foi utilizada uma camada de cera uniforme ao redor da mandíbula seca. Katsumata et al. (2007) utilizaram um phantom para avaliação da influência de exomassas nos valores dos tons de cinza de uma região posterior mandibular, em diferentes aparelhos. Para simulação dos tecidos moles, foi utilizado um recipiente circular totalmente preenchido por água, no qual as peças anatômicas eram posicionadas no interior.
3 PROPOSIÇÃO
• Avaliar a influência dos tecidos moles nos tons de cinza da imagem de TCFC.
• Avaliar a utilização de diferentes materiais como simuladores de tecidos moles nos valores de tons de cinza da imagem de TCFC.
4 MATERIAL E MÉTODOS
Este estudo teve aprovação do comitê de ética em pesquisas em seres humanos da FOP-UNICAMP (Piracicaba, São Paulo, Brasil) sob o protocolo número 129/2013 e foi realizado no laboratório de Anatomia e na Clínica de Radiologia Odontológica da Universidade Federal de Juiz de Fora (UFJF – Juiz de Fora, Minas Gerais, Brasil). É a continuação do estudo de Visconti (2014), de onde foram utilizadas as imagens iniciais dos crânios com os tecidos moles.
4.1 Amostra
O material estudado consistiu de três cabeças humanas não identificadas, das quais não era possível se conhecer idade, sexo ou raça, com os tecidos moles circundantes e estruturas anatômicas maxilo-mandibulares presentes. Essas cabeças pertenciam ao laboratório de anatomia da UFJF, eram mantidas em formol para conservação e foram emprestadas para este estudo.
Foram testados diferentes materiais simuladores de tecidos moles, entre eles a água, o acrílico, o poliestireno expandido (EPS) (Isopor®, Knauf Isopor Limitada, São Paulo, Brasil) e a cera utilidade. Esses materiais foram utilizados separadamente e/ou combinados entre si.
4.2 Aquisição das imagens e preparo das cabeças
A aquisição das imagens tomográficas foi feita em um tomógrafo de feixe cônico i-CAT Next Generation (Imaging Sciences International, inc., Hatfield, PA, EUA), pertencente à Cínica de Radiologia Odontológica da Faculdade de Odontologia da UFJF, utilizando os mesmos parâmetros de aquisição em todas as imagens: tamanho de voxel de 0,25mm, FOV (Field of View) de 11 cm de altura de 16 cm de diâmetro, 120 kVp e 5 mA, com tempo de aquisição de 26,9 segundos. Para o posicionamento, foram utilizadas as luzes de linhas de referência do aparelho, com o plano sagital mediano alinhado e perpendicular ao solo, além
de um bloco de EPS de 5 cm de altura como apoio dos crânios nos côndilos occipitais, com a intenção de se manter a angulação vertical dos mesmos padronizada.
Primeiramente foram adquiridas imagens tomográficas das três cabeças com os tecidos moles presentes. Esse grupo foi considerado o padrão-ouro para as imagens (Figura 1).
Figura 1. Aquisição de imagem tomográfica de cabeça humana com os tecidos moles presentes (padrão-ouro). Fonte: Visconti (2014)
Após a obtenção das três imagens do grupo padrão-ouro, as cabeças foram submetidas a um processo de descarnação, quando tiveram todos seus tecidos moles removidos no Laboratório de Anatomia da Faculdade de Odontologia da UFJF.
Os crânios foram novamente tomografados, desta vez sem nenhum tecido mole presente, e utilizando os diferentes simuladores, em diferentes condições (Quadro 1). Os crânios foram posicionados no aparelho, seguindo os parâmetros de posicionamento utilizados nas aquisições com tecidos moles presentes, com a intenção de se padronizar ao máximo o posicionamento. Feito isso, os simuladores eram posicionados por cima e circundando os crânios, não havendo alteração de posicionamento dos mesmos (Figura 2), com exceção dos grupos que envolviam água. Nesses, os crânios eram colocados dentro
dos recipientes cheios com água, com os apoios de EPS nos côndilos occipitais, e nesse momento eram novamente posicionados seguindo as luzes das linhas de referência. O volume de água total utilizado para essas aquisições foi de 4 litros, o suficiente para encobrir toda a área de interesse.
Figura 2. Crânio seco com simulador de caixa acrílica de 0,5 cm posicionado no aparelho para aquisição das imagens.
As aquisições foram realizadas das seguintes maneiras: Quadro 1. Simuladores e combinações utilizadas.
Grupos Descrição
1 Crânios secos, sem nenhum simulador. 2 Caixa de EPS com 2 cm de espessura. 3 Caixa acrílica com 0,5 cm de espessura.
4 Caixa de EPS com 2 cm de espessura e com 1 cm de cera ao redor.
5 Caixa de EPS com 2 cm de espessura e com 1 cm de cera ao redor e água no interior. 6 Caixa de EPS com 2 cm de espessura e água no interior.
A caixa acrílica apresentava dimensões de 29 cm de altura, por 30 cm de largura latero-lateral e 31 cm de profundidade anteroposterior, enquanto que a de EPS
apresentava 30 cm de altura, por 28 cm de largura latero-lateral e 30 cm de profundidade anteroposterior (Figuras 3 e 4).
Figura 3. Grupo 2, crânio seco com simulador de EPS.
Figura 4. Grupo 4, crânio seco com simulador de EPS e 1 cm de cera ao redor.
Para os grupos com cera, foram utilizadas duas lâminas de cera utilidade em espessura e altura, totalizando 1 cm de espessura (0,5 cm de cada) e 14 cm de altura (7 cm de cada), por toda a extensão da caixa. Além disso, no grupo 4, os crânios foram posicionados mais superiormente com acréscimo de bases de EPS, devido a uma limitação do aparelho, para que durante a rotação tanto o sensor quanto a fonte não encostassem na caixa.
As imagens de TCFC da cabeça III obtidas com os diferentes simuladores são mostradas nas figuras 5 a 11.
Figura 5. Grupo padrão ouro.
Figura 6. Grupo 1 (crânio seco). Figura 7. Grupo 2 (EPS).
Figura 8. Grupo 3 (acrílico 0,5 cm). Figura 9. Grupo 4 (EPS com cera 1 cm).
Figura 10. Grupo 5 (EPS com cera 1 cm e
água). Figura 11. Grupo 6 (EPS com água).
4.3 Avaliação das imagens
Para a avaliação das imagens tomográficas adquiridas, foi utilizado o software ImageJ versão 1.49i (U. S. National Institutes of Health, Bethesda, Maryland, USA) (Figura 12). Um único avaliador, devidamente treinado e com experiência em softwares de imagens e tomografias computadorizadas, realizou a seleção das regiões de interesse (ROI) e mensurações dos valores dos tons de cinza das imagens.
Os ROIs eram selecionados nas imagens axiais, utilizando os outros planos (Sagital e Coronal) como referência, nas imagens do grupo padrão-ouro. Para cada crânio foram selecionadas oito áreas representativas, sendo quatro em maxila e quatro em mandíbula (Figuras 13 a 20). Para cada arcada, eram definidos ROIs de tamanho quadrangular fixo de 3x3 mm em: dente anterior, osso alveolar anterior, dente posterior e osso alveolar posterior. Esses eram selecionados em áreas de fácil localização, com pontos anatômicos como referência, com a intenção de que a região avaliada fosse exatamente a mesma nas diferentes aquisições nos mesmos crânios. Para facilitar a criação desse retângulo, foi utilizada uma ferramenta de código macro do software, que gerou esse retângulo sempre com o tamanho fixo, que foi então movido para a área desejada (Figura 21).
Figura 12. Janela principal do software do ImageJ, mostrando as coordenadas do ROI utilizado (x e y), o tamanho do ROI (w e h, respectivamente largura e altura) e o valor do pixel localizado mais à esquerda e acima dentro desse ROI.
Figura 13. ROI em dente posterior em maxila na cabeça I.
Figura 14. ROI em osso posterior em maxila na cabeça I.
Figura 15. ROI em dente anterior em maxila na cabeça I.
Figura 16. ROI em osso anterior em maxila na cabeça I.
Figura 17. ROI em dente posterior em mandíbula na cabeça I.
Figura 18. ROI em osso posterior em mandíbula na cabeça I.
Figura 19. ROI em dente anterior em mandíbula na cabeça I.
Figura 20. ROI em osso anterior em mandíbula na cabeça I.
Como o tamanho do voxel utilizado para todas as aquisições era de 0,25 mm, para cada ROI de 3 x 3 mm eram obtidas regiões de 12x12 pixels, totalizando 144 pixels em cada ROI e, com isso, 144 valores de tons de cinza (Figura 22). No total, foram obtidas 8 áreas para cada cabeça, para cada um dos 6 grupos de simuladores e padrão-ouro.
Figura 21. Código macro utilizado para criação de um ROI de tamanho 3x3 mm (12x12 pixels), no centro da imagem (pixels 320 em altura e 320 em largura).
Figura 22. Exemplo de janela do ImageJ com resultados dos valores de cinza para um ROI de 3x3mm (12x12 pixels) em região dentária.
Esses valores de cada ROI foram exportados para uma planilha do Excel com 12x12 valores e alinhados em uma coluna com 144 valores. Destes valores foram obtidas as medianas para cada uma das regiões.
No aparelho de TCFC utilizado, a escala de tons de cinza para visualização apresentada pelo fabricante varia de -1000 (preto absoluto) a 4000 (branco absoluto) (Figura 23). Mas, a aquisição das imagens do aparelho é feita em 14 bits (16.384 valores), por isso é possível que existam valores maiores que a escala definida pelo fabricante. Esses serão também visualizados como preto quando menores que -1000 e branco quando maiores que 4000.
Figura 23. Escala de visualização dos tons de cinza do aparelho de TCFC i-CAT Next Generation definida pelo fabricante.
4.4 Análise estatística
Após isso, todos os valores de cinza obtidos foram submetidos à análise estatística no software Graphpad Prism 6 (GraphPad Software, La Jolla, California, USA). As medianas das 8 regiões para as 3 cabeças foram unidas para cada grupo, totalizando 24 valores. Com isso, foram realizados os testes de Friedman, e o teste de Dunn para comparações múltiplas como post test, com um nível de significância de 5% (α = 0,05). Optou-se pelo teste de Friedman devido a amostra ter sido não-paramétrica, demonstrada pelo teste de normalidade dos dados de D’Agostino e Pearson, e ter sido pareada, pelas medidas terem sido feitas nas mesmas cabeças. Foi investigado se existiam diferenças estatisticamente significantes das medidas de densidade pelos valores dos tons de cinza dos grupos de estudo em comparação ao padrão-ouro, e entre os diferentes grupos.
5 RESULTADOS
Os resultados mostraram que apenas os grupos que envolveram a água (grupos 5 e 6) influenciaram de maneira estatisticamente significante nos valores de tons de cinza nas imagens avaliadas (Tabela 1 e Gráfico 1).
Tabela 1. Mediana dos tons de cinza em função dos grupos
Grupos Medianas Valor dos tons de cinza Mínimo-Máximo
Padrão-Ouro 1127 (177-1779) A
Grupo 1 (crânio seco) 888.8 (-239-1942) A
Grupo 2 (EPS 2 cm) 940 (-155-1948) A
Grupo 3 (acrílico 0,5 cm) 939 (-307-1818) A Grupo 4 (EPS 2 cm + cera 1 cm) 957.5 (-395-1787) A Grupo 5 (EPS 2 cm + cera 1 cm + água) 231.5 (-367-462) B Grupo 6 (EPS 2 cm + água) 375.5 (-342-690) B Letras diferentes após os valores de amplitude indicam diferenças estatisticamente significantes entre os grupos (p < 0,05).
Gráfico 1. Valores dos tons de cinza mensurados nos diferentes grupos de estudo. A linha central representa a mediana, com as outras sendo o valor mínimo, o primeiro quartil, o terceiro quartil e o valor máximo. O asterisco indica grupos que apresentaram diferenças estatisticamente significantes em comparação com o grupo padrão-ouro.
6 DISCUSSÃO
A atenuação dos feixes de raios X, resultado da passagem dos mesmos pelos diferentes tecidos, foi muito discutida na literatura, por diversos autores, que mostraram que essa atenuação influencia diretamente nos valores dos tons de cinza da imagem (Souza et al., 2004; Caldas et al., 2010; Rosa et al., 2011; Schropp et al., 2012; Molon et al., 2013). Com isso, em estudos que utilizem peças anatômicas secas, muito comuns em virtude das limitações de estudos in vivo, é sugerido que se utilize simuladores de tecidos moles que tornem a atenuação dos fótons de raios X similar à quando os tecidos circundantes estão presentes, isto é, a uma situação de realidade clínica (Midgley, 2005; Caldas et al., 2010).
Diversos materiais, em diferentes situações já foram testados. Nesses estudos, é importante que se adote um padrão-ouro para ser possível a comparação com os diferentes simuladores (Souza et al., 2004). Devido à dificuldade em se obter uma peça com os tecidos circundantes intactos, vários estudos utilizaram imagens de pacientes provenientes de um banco de dados ou obtidas de outros pacientes especificamente para a pesquisa. Nessas imagens foram feitas medidas para se obter uma média dos valores de tons de cinza, que foram então comparados com os valores obtidos nas peças anatômicas secas com os diferentes materiais (Caldas et al., 2010; Schropp et al., 2012). Contudo, isso pode ser uma séria limitação para o estudo, pois cada paciente apresenta suas características teciduais próprias, que podem não condizer com aquelas das peças estudadas (Caldas et al., 2010; Schropp et al., 2012). Alguns estudos utilizam as imagens das próprias peças secas ou algum simulador considerado parcialmente ideal como o grupo padrão-ouro e, a partir delas, são feitas as comparações com os diferentes simuladores (Souza et al., 2004; Rosa et al., 2011; Molon et al., 2013). Apenas dois estudos encontrados utilizaram a mesma peça anatômica com o tecido mole presente, que posteriormente foi descarnada, como imagem para o grupo padrão-ouro (Braga et al., 2006; Visconti, 2014). Além disso, na maioria desses estudos foram utilizadas radiografias bidimensionais para se testar os diferentes simuladores.
No presente estudo, os simuladores foram testados em TCFC. Sabe-se que esse método apresenta algumas vantagens em relação aos exames bidimensionais, como a possibilidade de avaliação de todo o volume nas suas três dimensões e, por isso, seu uso é cada vez mais frequente na prática clínica odontológica, nas diferentes especialidades (Scarfe e Farman, 2008; Parsa et al., 2012; Endo et al., 2013). Como grupo padrão-ouro, foram utilizadas três cabeças humanas com os tecidos moles circundantes fixados em formol, que foram posteriormente descarnadas para obtenção de crânios secos. Esses crânios foram testados com diferentes simuladores em diferentes combinações e comparados com as imagens do padrão-ouro. Desta forma, eliminam-se algumas das limitações referentes à utilização de outros valores como padrão-ouro e parâmetros de aquisição diferentes entres os grupos. Além disso, outro estudo que também utilizou peças com os tecidos moles formolizados testou o efeito do formol nos valores dos tons de cinza e não encontrou diferenças entre os grupos tecido bovino fresco e tecido bovino formolizado, sugerindo que o formol pode não influenciar negativamente na imagem bidimensional (Braga et al., 2006).
As regiões de interesse utilizadas neste estudo foram dente e osso alveolar, anteriores e posteriores, tanto para maxila quanto para mandíbula. Isso porque os valores dos tons de cinza variam muito entre essas regiões (Molon et al., 2013). Além disso, estruturas com a mesma densidade podem apresentar valores diferentes de tons de cinza dependendo da localização anatômica em que se encontram (Oliveira et al., 2013), por isso a importância em se realizar essas medidas em diferentes regiões.
O grupo 1, que consistiu dos crânios secos sem a presença de nenhum material simulador, não apresentou diferenças estatisticamente significantes com o padrão-ouro. Isto vai parcialmente de acordo com os resultados de Molon et al. (2013) que encontraram que as regiões dentárias não mostraram diferenças com o uso ou não de simuladores de tecidos moles, e que as regiões de osso alveolar são as que mais sofrem influência. Isso pode ser devido ao fato de as regiões dentárias apresentarem um menor espectro de tons
de cinza, mas com valores numericamente maiores. Nas regiões ósseas, que apresentam espaços medulares variados em forma e tamanho, que são áreas hipodensas, a amplitude de valores é maior, com os mesmos sendo numericamente menores Visconti (2014). No presente estudo foi encontrado que, de uma maneira geral, a ausência de um material simulador de tecidos moles não influenciou significativamente nos valores de tons de cinza nas regiões testadas.
No grupo 2, no qual foi colocada uma caixa de EPS com 2 cm de espessura ao redor do crânio, também não houve diferenças estatisticamente significantes em comparação com o grupo padrão-ouro nas cabeças testadas. Apesar de não ter sido testado anteriormente como material simulador de tecidos moles, Kawabe et al. (2008) encontraram que a utilização de EPS diminui significativamente a quantidade de radiação secundária formada pela cadeira, quando preenchida com EPS ao invés de espuma, sugerindo uma fraca interação do EPS com os fótons de radiação X.
A utilização do acrílico para simulação de tecidos moles em TCFC (grupo 3) foi baseada em estudos anteriores, que mostraram que o mesmo foi efetivo em radiografias bidimensionais (Caldas et al., 2010; Molon et al., 2013) e para as regiões de dente e osso alveolar anterior em maxila para TCFC (Visconti, 2014). No presente estudo, a caixa acrílica de 0,5 cm não apresentou diferenças estatisticamente significantes em comparação com o padrão-ouro nas cabeças testadas. No estudo de Visconti (2014), as regiões foram avaliadas estatisticamente de maneira separada, enquanto que neste estudo os valores foram unificados para uma única análise, o que pode sugerir a diferença nos resultados encontrados.
A combinação EPS com cera em uma espessura de 1 cm (grupo 4) também apresentou resultados sem diferenças estatisticamente significantes em comparação com o grupo padrão-ouro. Considerando que o EPS teve valores semelhantes aos do grupo sem a utilização de simuladores, pode-se sugerir que a atenuação dos fótons de raios X se deu principalmente pela utilização da cera, o que vai de acordo com os estudos de Braga et al.
(2006), Caldas et al. (2010) e Molon et al. (2013) em radiografias bidimensionais, em diferentes espessuras. Mas não condiz com o estudo de Schropp et al. (2012), em que a cera com espessura de 1 cm não foi um simulador ideal. A cera utilidade também já foi utilizada como simulador de tecidos moles em TCFC na mensuração de valores de tons de cinza da imagem, como no estudo de Oliveira et al. (2013).
Os grupos que envolveram água no interior das caixas de EPS, com ou sem cera ao redor (grupos 5 e 6, respectivamente), foram os que obtiveram os resultados mais discrepantes, com diferenças estatisticamente significantes em relação ao grupo padrão-ouro nas cabeças testadas. Apesar de ser considerada um bom simulador de tecidos moles para radiografias bidimensionais por diversos autores (Caldas et al., 2010; Schropp et al., 2012; Molon et al., 2013), o uso da água em TCFC fez com que os valores dos tons de cinza da imagem fossem muito menores que aqueles do grupo padrão-ouro, aumentando de forma significativa essa diferença, resultado semelhante ao encontrado por Visconti (2014). Além disso, a utilização da cera ao redor da caixa com água não apresentou diferenças estatisticamente significantes em relação ao grupo com água sem o uso da cera, o que provavelmente se deve ao fato da atenuação dos fótons de raios X pela água ser tão maior que a da cera que esta não influenciou de maneira significativa nos valores deste grupo. Mesmo assim, a água é muito utilizada também em TCFC, como nos trabalhos de Katsumata et al. (2007), Katsumata et al. (2009) e Whyms et al. (2013) que avaliaram variações nos tons de cinza em diferentes protocolos, com água como simulador de tecidos moles. Contudo, o volume de água raramente é padronizado nos trabalhos realizados (Caldas et al., 2010), e esse é um fator a ser mais estudado.
7 CONCLUSÃO
• O EPS com 2 cm de espessura, associado ou não a uma camada de cera utilidade de 1 cm, e o acrílico com 0,5 cm de espessura foram os simuladores que forneceram imagens mais semelhantes às imagens do padrão-ouro.
• A água não se mostrou eficaz como simulador de tecidos moles.
• Os tecidos moles não influenciaram nos valores dos tons de cinza da imagem de TCFC mensurados.
REFERÊNCIAS*
al-Bahri JS, Spyrou NM. Photon linear attenuation coefficients and water content of normal and pathological breast tissues. Appl. Radiat. Isot. 1996; 47(8): 777–84.
Braga CPA, Gegler A, Fontanella V. Avaliação da influência da espessura e da posição relativa de materiais simuladores de tecidos moles na densidade óptica de radiografias periapicais da região posterior da mandíbula. Cienc. Odontol. Bras. 2006; 9(4): 52–8.
Caldas M de P, Ramos-Perez FM de M, Almeida SM de, Haiter-Neto F. Comparative evaluation among different materials to replace soft tissue in oral radiology studies. J. Appl. Oral Sci. 2010; 18(3): 264–7.
Dennerlein F, Kunze H, Noo F. Filtered Backprojection Reconstruction with Depth-Dependent Filtering. Tsinghua Sci. Technol. 2010; 15(1): 17–24.
Endo a, Katoh T, Vasudeva SB, Kobayashi I, Okano T. A preliminary study to determine the diagnostic reference level using dose-area product for limited-area cone beam CT. Dentomaxillofac. Radiol. 2013; 42(4): 6.
Farman AG, Scarfe WC. The Basics of Maxillofacial Cone Beam Computed Tomography. Semin. Orthod. 2009; 15(1): 2–13.
Farquharson MJ, Spyrou NM, Al-Bahri J, Highgate DJ. Low energy photon attenuation measurements of hydrophilic materials for tissue equivalent phantoms. Appl. Radiat. Isot. 1995; 46(8): 783–90.
Feldkamp LA, Davis LC, Kress JW. Practical cone-beam algorithm. J. Opt. Soc. Am. A. 1984; 1(6): 612.
Gibbs SJ. Radiology: closing a century, opening a millennium. Oral Surgery, Oral Med. Oral Pathol. Oral Radiol. Endodontology. 1996; 81(5): 603–6.
Grauer D, Cevidanes LSH, Proffit WR. Working with DICOM craniofacial images. Am. J. Orthod. Dentofacial Orthop. 2009; 136(3): 460–70.
Hatcher DC. Operational Principles for Cone-Beam Computed Tomography. J. Am. Dent. Assoc. 2010; 141(suppl. 3): 3S – 6S.
* De acordo com as normas da UNICAMP/FOP, baseadas na padronização do International Committee of Medical Journal Editors. Abreviatura dos periódicos em conformidade com o Medline.
Kawabe A, Takeda Y, Nakagiri Y. Reduction in patient skin dose during interventional radiology with the use of an air gap substitute. Br. J. Radiol. 2008; 81(966): 474–8.
Katsumata A, Hirukawa A, Okumura S, Naitoh M, Fujishita M, Ariji E, et al. Effects of image artifacts on gray-value density in limited-volume cone-beam computerized tomography. Oral Surg. Oral Med. Oral Pathol. Oral Radiol. Endod. 2007; 104(6): 829–36.
Katsumata A, Hirukawa A, Okumura S, Naitoh M, Fujishita M, Ariji E, et al. Relationship between density variability and imaging volume size in cone-beam computerized tomographic scanning of the maxillofacial region: an in vitro study. Oral Surg. Oral Med. Oral Pathol. Oral Radiol. Endod. 2009; 107(3): 420–5.
Mah P, Reeves TE, McDavid WD. Deriving Hounsfield units using grey levels in cone beam computed tomography. Dentomaxillofac. Radiol. 2010; 39(6): 323–35.
Midgley SM. Materials analysis using x-ray linear attenuation coefficient measurements at four photon energies. Phys. Med. Biol. 2005; 50(17): 4139–57.
Molon RS de, Batitucci RG, Spin-Neto R, Paquier GM, Sakakura CE, Tosoni GM, et al. Comparison of changes in dental and bone radiographic densities in the presence of different soft-tissue simulators using pixel intensity and digital subtraction analyses. Dentomaxillofacial Radiol. 2013; 42(9): 7.
Molteni R. Prospects and challenges of rendering tissue density in Hounsfield units for cone beam computed tomography. Oral Surg. Oral Med. Oral Pathol. Oral Radiol. Elsevier Inc.; 2013; 116(1): 105–19.
Mozzo P, Procacci C, Tacconi A, Martini PT, Andreis IA, Tinazzi Martini P, et al. A new volumetric CT machine for dental imaging based on the cone-beam technique: preliminary results. Eur. Radiol. 1998; 8(9): 1558–64.
Oliveira ML, Tosoni GM, Lindsey DH, Mendoza K, Tetradis S, Mallya SM. Influence of anatomical location on CT numbers in cone beam computed tomography. Oral Surg. Oral Med. Oral Pathol. Oral Radiol. Elsevier; 2013; 115(4): 558–64.
Parsa A, Ibrahim N, Hassan B, Motroni A, van der Stelt P, Wismeijer D. Reliability of voxel gray values in cone beam computed tomography for preoperative implant planning assessment. Int. J. Oral Maxillofac. Implants. 2012; 27(6): 1438–42.
Petrik V, Apok V, Britton J a, Bell BA, Papadopoulos MC. Godfrey Hounsfield and the dawn of computed tomography. Neurosurgery. 2006; 58(4): 780–7.
Reeves TE, Mah P, McDavid WD. Deriving Hounsfield units using grey levels in cone beam CT: a clinical application. Dentomaxillofac. Radiol. 2012; 41(6): 500–8.
Scarfe W, Farman A. What is cone-beam CT and how does it work? Dent. Clin. North Am. 2008; 52: 707–30.
Schropp L, Alyass NS, Wenzel A, Stavropoulos A. Validity of wax and acrylic as soft-tissue simulation materials used in in vitro radiographic studies. Dentomaxillofac. Radiol. 2012; 41(8): 686–90.
Souza PHC, da Costa NP, Veeck EB. Influence of soft tissues on mandibular gray scale levels. Braz. Oral Res. 2004; 18(1): 40–4.
Tetradis S, White SC. A decade of cone beam computed tomography. J. Calif. Dent. Assoc. 2010; 38(1): 24–6.
Valiyaparambil J V, Yamany I, Ortiz D, Shafer DM, Pendrys D, Freilich M, et al. Bone quality evaluation: comparison of cone beam computed tomography and subjective surgical assessment. Int. J. Oral Maxillofac. Implants. 2012; 27(5): 1271–7.
Varma DR. Managing DICOM images: Tips and tricks for the radiologist. Indian J. Radiol. Imaging. 2012; 22(1): 4–13.
Visconti MAPG. Validity of water and acrylic as soft tissue simulation materials in an in vitro study using cone beam computed tomography. Universidade Estadual de Campinas, Faculdade de Odontologia de Piracicaba; 2014.
White SC, Mallya SM. Update on the biological effects of ionizing radiation, relative dose factors and radiation hygiene. Aust. Dent. J. 2012; 57 Suppl 1: 2–8.
Whyms BJ, Vorperian HK, Gentry LR, Schimek EM, Bersu ET, Chung MK. The effect of computed tomographic scanner parameters and 3-dimensional volume rendering techniques on the accuracy of linear, angular, and volumetric measurements of the mandible. Oral Surg. Oral Med. Oral Pathol. Oral Radiol. 2013; 115(5): 682–91.
ANEXO 1 – CERTIFICADO DO COMITÊ DE ÉTICA EM PESQUISA DA FOP-UNICAMP
