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Radiologia Computadorizada Prof.Msc. David Sousa X- O RECEPTOR DE IMAGEM DA RADIOGRAFIA COMPUTADORIZADA • Muitas semelhanças têm sido observadas entre a imagem convencional e a imagem de RC. • Ambas as modalidades usam como receptor de imagem placas sensíveis aos raios X que são encaixadas em chassis/cassetes de proteção. As duas técnicas podem ser usadas de forma intercambiável com qualquer sistema de imagem radiográfica. Ambas possuem imagem latente, embora de forma diferente, que deve tornar-se visível através do processamento. • Aqui, no entanto, as similaridades param. Na radiografia convencional, a tela intensificadora é um cintilador que emite luz em resposta a interação dos raios X. Na RC, a resposta para interação de raios X é vista como elétrons presos em um estado metaestável de alta energia. • Luminescência Fotoestimulável • Alguns materiais como os haletos de fluor bário com európio (BaFBr:Eu ou BaFI:Eu) emitem luz prontamente, do mesmo modo que um cintilador faz quando submetido à exposição de raios X. No entanto, eles também emitem luz por algum tempo quando expostos a uma fonte de luz diferente. Tal processo é chamado de luminescência fotoestimulável (LFE). • O európio (Eu) está presente apenas em pequenas quantidades. É um ativador responsável pelo armazenamento das propriedades da LFE. O ativador é semelhante ao centro de sensibilidade da emulsão de um filme, porque sem ele não haveria nenhuma imagem latente. • Da mesma forma que a imagem fotográfica ainda não está totalmente compreendida, e continua a ser estudada, a física da LFE também não é totalmente compreendida. • Os átomos de flúor brometo de bário têm os números atômicos 9, 35 e 56, respectivamente, com energia de ligação da camada K de 5, 12 e 37 keV. Muitas interações Compton e fotoelétrica dos raios X ocorrem com elétrons das camadas externas, enviando-os para um estado de excitação definido como estado metaestável (Fig. 25-2). Quando esses elétrons retornam ao estado fundamental, uma luz visível é emitida (Fig. 25-3). • Com o passar do tempo, esses elétrons metaestáveis retornam ao seu estado fundamental. • Entretanto, esse retorno ao estado fundamental pode ser acelerado ou estimulado expondo o fósforo à luz infravermelha intensa de um laser – por isso, o termo luminescência fotoestimulável para o fósforo fotoestimulável (FFE). x • Placa de Imagem • A tela de FFE é colocada em um cassete rugoso semelhante ao chassi utilizado na radiografia convencional. Nesta forma, como receptor de imagem, o cassete contendo o FFE é chamado de placa de imagem (PI). • A PI é tratada do mesmo modo que um chassi para radiografia convencional; na realidade, essa é a principal vantagem da RC. • A RC pode ser substituída pela radiografia convencional e usada com qualquer sistema de imagem radiográfica. A tela do FFE da PI não é carregada e descarregada em uma sala escura. Pelo contrário, é manuseada como um carregador de filme à luz do dia. • A sequência de eventos envolvidos na produção de um sinal de LFE começa conforme o mostrado na Figura 25-7. • Quando um LFE é exposto a um feixe de raios X, a transferência de energia resulta na excitação dos elétrons para um estado metaestável. • Aproximadamente 50% desses elétrons retornam imediatamente ao seu estado fundamental, resultando na emissão imediata de luz, com comprimento λe. • Os elétrons restantes do estado metaestável retornam ao estado fundamental com o passar do tempo. Isso faz com que a imagem latente desapareça e requer que a PI deva ser lida logo após a exposição. A perda de sinal da RC é crítica depois de, aproximadamente, 8 horas. • O próximo passo na imagem RC é a estimulação (Fig. 25-8). O feixe de luz infravermelha com comprimento λs finamente focalizado e com diâmetro de feixe de 50 a 100 nm é direcionado para o FFE. A intensidade do feixe de laser aumenta, elevando igualmente a intensidade do sinal emitido. • O diâmetro do feixe de laser afeta a resolução espacial do sistema de imagem da RC. • Note que, como o feixe de laser penetra, ele se espalha. A quantidade de dispersão aumenta com a espessura do FFE. • A Figura 25-9 representa o terceiro passo nesse sistema de imagem — detectar (ler) a emissão estimulada. • O feixe de laser de comprimento λs causa o retorno dos elétrons do estado metaestável para o estado fundamental com a emissão de um curto comprimento de onda de luz λe na região do espectro de luz visível azul. Através desse processo, a imagem latente se faz visível. • Algum sinal é perdido como resultado de (1) dispersão da luz emitida; e (2) eficiência da detecção do fotodetector. Os tubos fotomultiplicadores (TFM) e fotodiodos (FD) são os detectores de luz selecionados para a RC. • A fase final na produção do sinal em (LFE) é vista na Figura 25-10. O ciclo da estimulação do sinal da LFE não completa a transição de todos os elétrons do estado metaestável para o estado fundamental. Alguns elétrons permanecem excitados. • O LEITOR DA RADIOGRAFIA COMPUTADORIZADA. • Um leitor de radiografia computadorizada comercial, conforme mostrado na Figura 25-12, pode ser confundido com uma processadora de filme. • No entanto, uma processadora de filme baseia-se no processamento molhado, com químicos. O leitor da RC representa a união da mecânica, da óptica e dos módulos computacionais. x Características Mecânicas • Quando o cassete da RC é inserido no leitor de RC, a PI é removida e encaixada em um mecanismo de comando de precisão. Esse comando do mecanismo move constantemente a PI, bem lentamente (“varredura lenta”), ao longo do extenso eixo da PI. Pequenas flutuações na velocidade podem resultar em artefatos de borda, de modo que o acionamento do motor deve ser absolutamente constante. • • Enquanto a PI está sendo transportada na direção da varredura lenta, um dispositivo de deflexão, como um polígono rotativo (mostrado na Figura 25-13) ou um espelho oscilante, desvia o feixe de laser para frente e para trás sobre a PI. Esse é o modo de varredura rápida. • Esses mecanismos de acionamento estão acoplados a um feixe de laser apagado durante a retração, semelhante à situação descrita no Capítulo 21 para um monitor de vídeo. A margem de erro para esse mecanismo é uma fração de pixel. As bordas de um leitor de RC que está fora da tolerância aparecem “onduladas”. • Outro método é colocar o cassete verticalmente, no leitor, com a retirada da PI para baixo. Quando isso acontece, o cassete é varrido por um laser horizontal. • A PI apenas deixa o cassete, não estando, assim, sujeita a causar danos no rolo. Além disso, a varredura é quase sempre localizada em ângulos retos na direção de todas as linhas da grade; dessa maneira, são reduzidos os artefatos de “serrilhamento”. • Características Ópticas • O desafio para o leitor da RC é investigar precisamente cada elétron metaestável da imagem latente em uma forma precisa. Os componentes ópticos de um subsistema são laser, forma do feixe óptico, captura da luz óptica, filtros ópticos e um fotodetector. Esses componentes são mostrados na Figura 25-14. • Controle Computacional • A saída do fotodetector é um sinal analógico variando no tempo, que é transmitido para um sistema computacional com múltiplas funções (Fig. 25-15). • A Figura 25-16 sugere várias diferenças entre receptores de RC e receptores da radiografia convencional. A resposta do filme se estende através de uma faixa de densidade óptica(DO) de 0 a 3, porque a DO é uma função logarítmica que representa três ordens de grandeza, ou 1.000. • No entanto, a imagem com filme pode apresentar apenas 30 tons de cinza sobre um negatoscópio. • É por isso que a técnica radiográfica é muito crítica em imagem com filme. A maioria das técnicas radiográficas com filme visa a exposições à radiação situadas no lado do pé das curvas características. • A imagem da RC caracteriza-se pela latitude extremamente ampla. Quatro grupos de exposição à radiação resultam nos 10.000 níveis de cinza, cada um podendo ser observado pelo pós-processamento. • A técnica radiográfica adequada e a exposição são essenciais para a radiografia com filme. Exposição excessiva ou abaixo do nível aceitável resultam em imagens ruins (Fig 25-17). • Com a RC, a técnica radiográfica não é tão crítica, porque o contraste não muda com a variação da exposição à radiação. A Figura 25-18 mostra a aparência das imagens da RC captadas através da mesma faixa de técnica radiográfica, como as utilizadas na Figura 25-17. As primeiras são das convecionais e abaixo a computadorizada. A B • Ruído na Imagem • A principal fonte de ruído em uma imagem radiográfica é a radiação espalhada; essa é a mesma causa em filmes ou em receptores de imagem de RC. O Quadro 25-1 relembra as fontes de ruído em filme radiográfico. • Fontes de Ruído da Imagem na Radiografia Computadorizada • DEFEITOS MECÂNICOS • Mecanismo de varredura lenta • Mecanismo de varredura rápida • DEFEITOS ÓPTICOS • Controle de intensidade do laser • Espalhamento do laser estimulador • Quantidade de luz emitida pela tela • Quantidade de luz absorvida • DEFEITOS COMPUTACIONAIS • Ruído eletrônico • Amostragem inadequada • Quantização inadequada • Felizmente, as fontes de ruído na RC são incômodas apenas para o receptor de imagem com baixo nível de radiação. Os novos sistemas de RC prometem diminuir os níveis de ruído e, portanto, reduzir a dose complementar de radiação no paciente. • CARACTERÍSTICAS DO PACIENTE • Dose de Radiação • Considere o quadrante inferior esquerdo da Figura (25-16, conforme apresentado na Figura 25-19). • Para o receptor de imagem exposto à radiação menor de, aproximadamente, 0,5 mR (5μGy), a RC é um receptor de imagem mais rápido se comparada com um sistema com filme de velocidade 400. Portanto, deve ser menor a exposição de radiação no paciente, com a RC. • Reduzir a técnica radiográfica que resulta em menor dose no paciente seria possível com a RC, se não fosse o ruído de imagem em baixa exposição. Isso será discutido novamente no Capítulo 28 para todas as modalidades de RD. • Neste momento, deve ser ressaltado que a abordagem convencional de que “o kVp controla o contraste” e o “mAs controla a DO” não se aplica à RC. • Como o contraste da imagem da RC é constante, indiferentemente da exposição à radiação, as imagens podem ser feitas com elevado kVp e baixo mAs, causando uma redução complementar da dose de radiação no paciente.
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