Programa de Garantia da Qualidade em Tomografia Computadorizada

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Programa de Garantia da Qualidade em Tomografia Computadorizada 
Quais parâmetros são avaliados em um Programa de Garantia de Qualidade (PGQ) aplicado à 
tomografia computadorizada? 
Para facilitar a apresentação dos conceitos e como os testes de controle de qualidade (CQ) são 
realizados, separaremos a explicação em duas áreas: 
 - Avaliação do índice dose no paciente 
 - Avaliação da qualidade de imagem (QI) 
 
Índice Dose no Paciente 
Para a medição do índice dose de radiação a qual os pacientes estão expostos em tomografia é 
necessário considerarmos a geometria utilizada nos exames e os princípios de aquisição de imagens 
utilizados nos equipamentos de tomografia. A primeira grandeza importante é denominada Índice de Dose 
para Tomografia Computadorizada (CTDI) [13,14,15], que é definida como a soma da dose absorvida ao 
longo da direção axial para uma rotação de 360º do tubo de raios X, dividido pela espessura irradiada, 
conforme diagrama ilustrado. 
 
Figura 38: Diagrama ilustrando a definição de CTDI, onde o tubo de raios X rotacional 360o ao redor do 
paciente, irradiando uma espessura equivalente a colimação do feixe dada por (n x T), onde 
n – número cortes para cada varredura e T – espessura nominal de corte. 
 
A Portaria SVS MS 453[16] e o Guia RE 1016[17] regulamentam a medição do CTDI e na prática 
empregada nos Programas de Garantia de Qualidade (PGQ), esta grandeza pode ser avaliada com uma 
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câmara de ionização do tipo “lápis”, obtendo-se o CTDIw (ponderado). O CTDIw é o resultado da 
combinação do CTDI medido na região central (CTDIc) e na periferia (CTDIp) de um objeto simulador de 
paciente cilíndrico de polimetilmetacrilato (PMMA), conforme Equação: 
 
Onde: CTDIc – CTDI medido na região central 
 CTDIp – média de quatro CTDI medidos na região periférica 
 
Para se determinar quais são as doses aplicadas aos pacientes adultos, utiliza-se um objeto 
simulador cilíndrico, contendo um orifício central e quatro orifícios localizados em sua periferia e composto 
de polimetilmetacrilato (PMMA)[18,19]. Para os exames de corpo (abdome, coluna lombar, tórax, etc) é 
utilizado o cilindro de 32 cm de diâmetro e para a região da cabeça (crânio, seios da face, etc) emprega-se 
outro cilindro de 16 cm de diâmetro, estes simuladores estão apresentados na figura: 
 
 
Figura 39: Simulador de paciente para medição do CTDI: (a) Corpo e (b) Crânio. 
 
O detector de radiação apropriado para este tipo de avaliação é uma câmara de ionização 
conhecida como “lápis”, que possui um comprimento ativo de 100 mm para detecção dos feixes de 
radiação[8,18,19,20]. Como um exemplo de modelo deste detector veja a figura, onde está apresentada a 
câmara da Radcal Corporation, EUA, modelo 10 x 5 - 3CT acoplada ao monitor 9015. 
 
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Figura 40: Conjunto detector para medição do CTDI: Monitor de radiação - modelo 9015 e câmara de 
ionização 10 x 5 - 3CT. 
 
Porém, os equipamentos atuais utilizados nos exames de tomografia são helicoidais[21], além de 
possuírem o sistema com múltiplos detectores (multislice). Nos sistemas helicoidais, as aquisições são 
caracterizadas por um fator de passo (pitch) que é definido como a distância percorrida pela mesa de 
exames em uma rotação de 360º do tubo de raios X, dividido pela largura de colimação do feixe de 
radiação, Equação: 
 
Onde: I – distância percorrida pela mesa 
 n – número cortes para cada varredura 
 T – espessura nominal do corte 
 
Também relacionado ao pitch, podemos definir o mAs efetivo, que é dado pela relação: 
 
Onde: mAs – configurado no protocolo de exame 
 p – pitch 
 
Assim, se considerarmos um protocolo de exame configurado em 200 mAs e pitch = 1, teremos um 
mAs efetivo = 200 mAs, resultando em CTDIvol = 20 mGy conforme exemplo na Figura 41. Se 
modificarmos o pitch para um valor menor (0,5) ou para um valor maior (2,0), encontraremos como 
resultado mAs efetivo igual a 100 e 400 mAs, respectivamente. 
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Figura 41: Para um mesmo mAs e diferentes valores de pitch, teremos diferentes mAs efetivos. 
 
É interessante notar que, quanto maior for valor do pitch, menor será a dose no local do exame, 
pois o feixe de raios X passará por menos tecidos do paciente, depositando menor quantidade de energia 
por unidade de massa irradiada[22]. 
Então, a avaliação de dose durante aquisições helicoidais deve considerar este deslocamento do 
paciente no eixo longitudinal do equipamento de tomografia. Assim, define-se outra grandeza: o CTDI 
volumétrico (CTDIvol), que é CTDIw dividido pelo pitch. Esta grandeza representa a dose média em uma 
“fatia” adquirida no modo helicoidal e está fortemente relacionada com o nível de ruído das reconstruções 
das imagens. 
 
Onde: CTDIw – CTDI ponderado 
 p – pitch 
 
Todos os CTDI são expressos em mGy e caracterizam uma irradiação localizada no paciente. É 
muito importante entender que o CTDI não representa a dose real no paciente. Tal grandeza é um 
indicador de doses que pode ser utilizado para se comparar: 
 Diferentes equipamentos de tomografia; 
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 Diferentes protocolos de imagem; 
 Para comparar o desempenho de um sistema em comparação a algum nível de referência. 
Os estudos de dosimetria em paciente são mais complicados e ainda não temos nada definido em 
normas que regulamentem o cálculo de dose real em pacientes submetidos a exames de tomografia. 
O Produto Dose Comprimento (Dose Length Product - DLP)[6,8,9,21] foi introduzido nos estudos da 
radiação em tomografia e é definido conforme a equação, em que o CTDIvol é multiplicado pelo 
comprimento irradiado durante o exame e é apresentado em unidades mGy•cm. 
 
Onde: CTDIvol – CTDI volumétrico; 
 L – comprimento irradiado durante exame 
 
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Qualidade da Imagem 
Para que se possa avaliar a qualidade das imagens (QI) em tomografia são necessários 
dispositivos de imagem adequados a esta modalidade diagnóstica[23]. De aplicação semelhante à 
radiologia convencional, fluoroscopia e mamografia; a tomografia precisa de objetos simuladores que 
representem estruturas de alto e baixo contraste, componentes geométricos e regiões homogêneas que 
permitam determinar, tanto de forma qualitativa quanto de forma quantitativa, os fatores de QI. 
Na tomografia, estes dispositivos costumam ser cilíndricos, possuindo vários módulos internos onde ficam 
distribuídas as estruturas que permitirão as avaliações dos parâmetros de imagem. 
 
 
Figura 42: Simulador de paciente para avaliação da qualidade de imagem: Catphan Phantom – The 
Phantom Lab (a), CT Performance Phantom - CIRS (b) e ACR CT Phantom Gammex (c). 
 
A avaliação da qualidade da imagem e dos parâmetros geométricos do equipamento de tomografia 
começa com o bom alinhamento do simulador no interior do gantry. 
 
 
 
 
Figura 43: Posicionamento do objeto simulador de paciente para avaliação da qualidade de imagem em 
equipamento de tomografia computadorizada. 
 
 
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Para facilitar o entendimento, descreveremos as características e especificações de cada um dos 
módulos internos do simulador Catphan Phantom, modelo 500 [24]. Além disso, acrescentaremos a 
explicação de quais são fatores de QI e como realizamos estas avaliações. 
 
 
 
Figura 44: Diagrama do Catphan Phantom. 
 
Na figura, temos a imagem do módulo CTP 401. Ele é utilizado para avaliar parâmetros 
relacionados a geometria do equipamento de tomografia. Neste módulo, podemos analisar a espessura de 
corte e simetria da imagem. Além disso, verificamos o alinhamento do sistema laser utilizado paraposicionar o paciente. Ele contém ainda, quatro estruturas distintas: Teflon, Acrílico, LDPE (Low Density 
PolyEthylene) e Ar que permitem avaliação da linearidade dos números CT para toda a escala 
Hounsfield. 
 
Figura 45: Diagrama representando as estruturas no interior do módulo CTP 401. 
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Precisão do sistema de alinhamento luminoso 
A precisão do sistema laser pode ver verificada por meio deste módulo, utilizando-se as 
quatro guias de referência na imagem, conforme mostra a figura. Então, as linhas de 
referência são marcadas para que a distância (A) possa ser medida em cada uma das quatro 
rampas. O limite de alinhamento aceitável é ≤ 2,0 mm. 
 
 
Figura 46: Verificação da precisão de alinhamento do sistema laser, detalhe do procedimento 
na rampa do lado direito do objeto simulador. 
 
 
Espessura de Corte 
É a espessura selecionada em cada exame para reconstrução das imagens que serão 
utilizadas nos diagnósticos de cada paciente e são as mais variadas possíveis (1,0 mm, 
1,25 mm, 3,0 mm, 5,0 mm, etc), dependendo da região anatômica que se deseja avaliar. 
Com a finalidade de verificar se a espessura nominal selecionada no exame corresponde à 
espessura real da “fatia” da região anatômica, utilizam-se as quatro rampas inclinadas a 
23o do módulo CTP 401, medindo-se a largura da projeção da imagem das quatro rampas em 
uma condição de janelamento adequada. Um exemplo de como esta avaliação é realizada 
está apresentada na figura. Os limites aceitáveis seguem duas recomendações: para 
espessura nominal ≤ 2 mm, aceita-se uma variação de ± 50% do valor nominal e para 
espessura nominal > 2 mm, aceita-se uma variação de ± 1 mm. 
 
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Figura 47: Exemplo de verificação da espessura de corte, neste caso a espessura nominal era 
de 1,25 mm e a calculada foi de 1,28 ± 0,11 mm. 
 
 
Incremento entre os cortes 
De forma semelhante à determinação da espessura de corte, podemos verificar se o 
incremento real entre as imagens reconstruídas obedece ao que foi escolhido nominalmente. 
Por meio da medição do deslocamento da posição da rampa entre duas imagens 
consecutivas, avalia-se o incremento entre corte. 
 
 
Figura 48: Verificação do incremento entre cortes. 
 
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Exatidão e posicionamento da mesa 
Para verificar se a mesa reproduz o seu posicionamento de forma aceitável, adquirimos 
uma imagem no modo axial, com a mesa na posição “zero” e o Catphan alinhado com o 
sistema laser no módulo CTP 401. Depois, realizamos todas as outras avaliações, 
movimentando a mesa em diversas posições. Ao final das aquisições axiais, voltamos a mesa 
à posição “zero” novamente e adquirimos outra imagem na nesta posição. 
 
 
Figura 49: Verificação da exatidão do posicionamento da mesa. 
 
 
 
Linearidade espacial 
O objetivo deste teste é verificar se há distorção geométrica na imagem, isto é, 
devemos verificar se a imagem mantém as mesmas dimensões que o objeto real. No módulo 
CTP 401 do nosso objeto simulador, temos três furos de 3 mm de diâmetro que estão 
separados por uma distância de 50 mm um do outro, segundo especificação do fabricante. 
Então, ao medirmos a distância entre os furos horizontais e verticais e calcularmos a razão 
entre elas, poderemos verificar se a imagem não está distorcida, calculando-se a razão entre 
estas duas distâncias; o resultado deverá estar próximo do valor 1. 
 
 
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Figura 50: Verificação da linearidade espacial. 
 
 
Linearidade do número CT 
CTP 401– alvos para o estudo da linearidade do número CT 
 
Três são compostos por plásticos comerciais: teflon, acrílico e polietileno de baixa 
densidade (LDPE), o quarto é um furo preenchido com ar. Estes alvos possuem valores 
tabelados e variam entre -1000 HU a +1000 HU. Utilizando a ferramenta de ROI, 
selecionamos uma ROI circular sobre cada um dos alvos, registrando os valores médios de 
sinal e de ruído em cada um deles. O que se espera com bom resultado é que os valores 
medidos sejam próximos dos valores tabelados, resultando em uma reta no gráfico 
comparativo entre esses valores. 
 
Figura 51: Seleção de ROIs para teste de linearidade de número CT. 
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Figura 52: Verificação da linearidade de número CT. 
 
 
Resolução espacial de alto contraste 
CTP 528 – Módulo de alto contraste 
Um padrão de barras contendo 21 grupos e confeccionadas com 2 mm de alumínio e 
dispostas no sentido radial é utilizado para determinação da resolução em alto contraste. 
Descreve a capacidade do sistema em identificar estruturas muito finas separadamente. 
Algumas variáveis geométricas são importantes na sua determinação: 
 - Tamanho de ponto focal, 
 - Geometria de varredura, espaçamento entre detectores e espessura de corte. 
 
Geralmente, são realizadas com estruturas de alto contraste para minimizar a 
influência do ruído nessa medição. O dispositivo de teste consiste em estruturas de alumínio 
(por exemplo, 21 pares de linha por mm, pl/mm) distribuídas em epóxi. 
É possível a avaliação visual (subjetiva) ajustando-se o nível e a janela adequados para 
estruturas de alto contraste e determina-se o menor grupo de pares de linha por milímetros 
que pode ser observada. 
 
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Figura 53: Determinação da resolução espacial de alto contraste. 
 
 
Resolução espacial de baixo contraste 
CTP 515 – Módulo de baixo contraste 
 Pastilhas cilíndricas com vários diâmetros (3 mm, 5 mm e 7 mm) e três diferentes 
níveis de contraste (0,3 %, 0,5 % e 1 %) que permitem a comparação da sensibilidade em 
contraste sub-slice (região mais central da imagem) e supra-slice (região mais periférica 
da imagem). Por meio da avaliação da massa de maior contraste, obtém-se a razão contraste 
ruído (RCR) que é um dos parâmetros avaliados para se verificar a qualidade da imagem. 
A visualização de órgãos e partes compostas por tecidos moles sempre foi um grande 
desafio em todas as modalidades diagnósticas. A resolução de baixo contraste é a capacidade 
de distinguir detalhes entre estruturas de baixo nível de contraste nas imagens, isto é, se 
observamos um objeto em relação ao fundo, podemos avaliar o quão visível será tal objeto, 
conforme as imagens. 
 
Figura 54: Determinação da resolução espacial de alto contraste. 
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Este parâmetro colocou a tomografia em destaque na década de 70, logo após o início 
de seu uso para exames clínicos, pois permitiu a melhor identificação destas estruturas por 
não sobrepor as imagens de vários órgãos em um só plano. Isso foi possível, devido as 
aquisições em vários ângulos (projeções) e aos algoritmos de reconstrução das imagens, que 
possibilitaram a visualização de tais estruturas sem esta sobreposição[6,7]. 
A avaliação da resolução de baixo contraste é realizada por meio da aquisição de 
imagem de um objeto simulador de paciente que contenha estruturas com baixos níveis de 
contraste e, observando-se essa imagem, identifica-se a estrutura de menor diâmetro, que 
pode ser visualizada. Além disso, pode-se quantificar a razão contraste ruído (RCR) por meio 
de uma Região de Interesse (ROI) medido na estrutura de maior diâmetro e outro na região 
de fundo calculando-se a RCR. Pode-se ainda, determinar curvas de “contraste detalhe” com 
estudos mais detalhados. 
 
 
 
 
Nas figuras abaixo, apresentam-se as imagens do módulo de baixo contraste, 
mostrando duas situações diferentes de aquisição de tais imagens. 
 
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Figura 55: Determinação da resolução de baixo contraste: aquisição com 300 mAs – 
espessuras de corte diferentes (1,25 mm e 5,0 mm). 
 
 
 
Figura 56: Determinação da resolução de baixocontraste: aquisição com a mesma espessura 
de corte (1,25mm), porém com mAs diferentes (200 e 375mAs). 
 
 
Ruído da imagem 
CTP 486 – Módulo de uniformidade 
Feito de um material uniforme que possui equivalência com a água dentro de 2 %, isto 
é, 20 HU e permite a verificação da uniformidade, bem como, a avaliação do ruído e da razão 
sinal ruído (RSR) nos sistemas de tomografia. 
O aspecto granulado que aparece na imagem é chamado de ruído, ele depende do: 
 - Número de fótons de raios X que chegam ao detector (ruído quântico); 
 - Ruído eletrônico do sistema de detecção; 
 - Escolha do filtro de reconstrução. 
 
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Dentre esses três, o predominante é o ruído quântico, que é influenciado diretamente 
pela: tensão aplicada ao tubo e corrente, pelo filtro físico, espessura do corte, espessura, 
composição da região do corpo em estudo e pelo algoritmo de reconstrução. 
A radiação obedece a uma relação matemática onde o ruído quântico é proporcional a 
√N e a imagem correspondente é proporcional a 1/√N, onde N é o número de fótons que 
contribui para reconstrução da imagem. Uma maneira muito prática de se determinar o ruído 
é por meio do desvio padrão dos valores de número CT (expressos em unidades Hounsfield, 
HU) dentro de uma ROI numa imagem de um objeto simulador preenchido com água ou 
outro material homogêneo. O ruído é avaliado realizando-se a média entre um grupo de 
imagens, selecionando-se a ROI na posição central em cada uma delas, sendo realizadas de 
cinco a dez medições. Nas figuras, foram selecionadas 5 ROIs de uma mesma “fatia” (slice), 
para então calcular-se a média do ruído apresentado nesta aquisição. 
 
 
Figura 57: Avaliação do ruído no módulo CTP 486 do objeto simulador Catphan. 
 
 
Uniformidade do número CT 
Quando um equipamento de tomografia está bem calibrado, verifica-se que um objeto 
homogêneo, por exemplo, um simulador preenchido com água ou com qualquer outro 
material com número CT conhecido, apresentará resposta semelhante em toda a área da 
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imagem. A maneira de verificar é selecionando-se 5 ROIs nesta imagem homogênea, como 
mostra a Figura 58, então, calcula-se a diferença entre o sinal (valor médio) da ROI na 
posição central e de cada uma das quatro ROI da periferia da imagem. Uma vez que o 
material é homogêneo, espera-se que a diferença seja mínima, o Guia da ANVISA[18]permite 
que a uniformidade seja atestada dentro de um intervalo de ± 5 HU. 
 
 
Figura 58: Avaliação da uniformidade do número CT utilizando o módulo CTP 486 do objeto 
simulador Catphan 500. 
 
 
Calibração do número CT do ar 
Retira-se a mesa de exames do interior do gantry e realiza-se uma aquisição no modo 
axial com um protocolo pré-definido, pode-se ainda realizar a mesma avaliação em protocolos 
helicoidais, porém deve-se verificar qual a configuração de protocolo indicada pelo fabricante. 
Na imagem obtida utilizando-se a ferramenta de medição de ROI circular, seleciona-se uma 
área grande no centro conforme mostra a figura. 
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De acordo com a Portaria MS 453/98[17] e com o Guia da ANVISA[18], o valor 
encontrado para o número CT no ar deve ser de (-1000 ± 5) HU. 
 
 
Figura 59: Avaliação da calibração do número CT no Ar. 
 
 
Avaliação da inclinação do gantry 
A inclinação do gantry é verificada anualmente com a finalidade de garantir que a 
inclinação selecionada no equipamento seja reproduzida de fato ao se angular o gantry ao 
redor do paciente, dentro de um limite de ± 3º. 
O teste é realizado com um filme radiográfico posicionado na vertical dentro de um 
suporte e uma técnica radiográfica é selecionada no modo axial, por exemplo, 80 kV e 
50 mAs com o gantry em 0o de inclinação; depois, posiciona-se o gantry em + 15º e - 15º 
realizando-se uma irradiação em cada posição do gantry. Uma vez revelado o filme, ele pode 
ser avaliado com um transferidor, verificando-se a angulação obtida no feixe, ou então, ele 
pode ser digitalizado e a imagem ser avaliada em um programa de computador que contenha 
ferramentas de medição de ângulo. 
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Figura 60: Verificação da inclinação do gantry. 
 
 
Avaliação da inclinação do gantry 
A avaliação dos parâmetros elétricos é semelhante ao que se faz na radiologia 
convencional. Mas, para que estas verificações sejam possíveis, é necessário parar a rotação 
do tubo de raios X e executar os testes de controle de qualidade para verificar se o 
equipamento está calibrado e reprodutível, tanto para a tensão (kV) quanto para o tempo de 
irradiação (s), considerando ± 10 % de variação permitida[25]. 
Para realizar estes testes deve-se utilizar um detector que possua uma filtração 
adequada ao feixe de radiação X utilizado em tomografia. 
 
 
Figura 61: Verificação da tensão e tempo de irradiação (a) e determinação da camada 
semirredutora (b). 
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CTDI em protocolos clínicos 
Durante a implementação dos Programas de Garantia de Qualidade (PGQ), o foco principal é o 
paciente, que está exposto à radiação com uma finalidade diagnóstica. O maior desafio é buscar a 
redução da dose dos exames, mantendo-se uma boa qualidade de imagem, este processo é chamado de 
otimização de protocolos/procedimentos. 
A maneira de se fazer isso na radiologia diagnóstica é reduzir ou alterar parâmetros de irradiação, 
que consequentemente reduzirão a dose e, em contrapartida, utilizar dispositivos de avaliação da 
qualidade de imagem para verificar as perdas de sinal ou informações que podem ser fundamentais para o 
diagnóstico preciso. 
Em tomografia, é possível fazer isso nos mais diversos protocolos pré-definidos no equipamento. 
Os parâmetros que podem ser alterados são: 
 
 
 
Tais escolhas precisam ser acordadas entre toda equipe multidisciplinar envolvida: médicos, 
técnicos/tecnólogos, engenheiros clínicos e físicos. 
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Avalia-se em três níveis: 
 - Verificação do CTDI, 
 - Quantificação dos parâmetros de qualidade de imagem com objeto simulador físico 
 - Avaliação da qualidade de imagens clínicas de simuladores antropomórficos (ou peças anatômicas). 
 
Os resultados provenientes destas três etapas devem ser intercomparados e o protocolo 
“otimizado” deverá ser escolhido como base, principalmente, na qualidade da imagem antropomórfica. 
Após este estudo, é necessário ainda avaliar o impacto na qualidade da imagem de pacientes, não só de 
objetos simuladores. Para isto, deve-se acordar, com o Serviço de saúde, como serão implementados os 
protocolos otimizados na rotina clínica. 
 
 
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Referências 
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