A Imagem Radiologica

Prévia do material em texto

1 
 
A Imagem Radiológica 
Tânia Aparecida Correia Furquim1 
 
1 Introdução 
 
A imagem radiológica médica é formada a partir da atenuação de forma diferenciada 
das partes anatômicas distintas do paciente que se precisa irradiar. Cada tipo de 
material atenua de forma diferente a radiação X, o que permite a formação de uma 
imagem. O diagrama esquemático mostrado na Figura 1 mostra o caminho 
percorrido para a formação e manuseio de uma imagem radiológica. 
 
 
Figura 1 - Esquema de obtenção e manuseio de uma imagem radiológica 
 
Após interagir com o objeto de interesse, a radiação X forma uma imagem latente, 
de acordo com a atenuação causada em seu caminho, como mostra a Figura 2. 
 
 1	
   Física	
  Médica	
   do	
   Instituto	
   de	
   Física	
   da	
   Universidade	
   de	
   São	
   Paulo.	
   Doutora	
   em	
   Tecnologia	
   Nuclear	
   -­‐	
  Aplicações	
  (Instituto	
  de	
  Pesquisas	
  Energéticas	
  e	
  Nucleares	
  -­‐	
  SP),	
  Mestre	
  em	
  Biofísica	
  (Instituto	
  de	
  Física	
  da	
  USP),	
  Especialista	
  em	
  Radiologia	
  Diagnóstica	
  (Associação	
  Brasileira	
  de	
  Física	
  Médica)	
  
 
2 
 
 
Figura 2 - Atenuação diferenciada de objetos com diferentes características de espessura e 
densidades 
 
Essa imagem latente é coletada por um detector de raios X que pode ser filme 
radiológico (utilizado em radiologia de écran-filme), fósforo fotoestimulável (utilizado 
em radiologia computadorizada), câmara CDD, silício amorfo (a-Si) e respectivo 
sistema eletrônico que captura essa informação (utilizados em radiologia digital). 
Depois de avaliada, essa imagem é armazenada, em forma de filme ou arquivo, de 
acordo com o formato em que a imagem foi adquirida. 
 
 
 
Os fenômenos físicos e químicos envolvidos na formação da imagem radiológica 
dependem do tipo de detector de que se utiliza - o que vai priorizar a visualização de 
determinado parâmetro de imagem. Isso ocorre porque os sinais que formam uma 
imagem estão relacionados à variação espacial da energia absorvida no detector. 
Os conceitos básicos que podem descrever uma imagem são: 
 Contraste; 
 Resolução espacial; 
 Ruído. 
 
 
 Uma vez adquirida, como analisar a sua qualidade dessa 
imagem? 
 Quais os conceitos que devem ser considerados para 
classificar uma imagem como de boa qualidade? 
Como definir cada um destes conceitos? 
3 
 
1.1 Contraste 
 
O contraste em uma imagem está relacionado ao brilho ou escurecimento na 
imagem entre uma área de interesse e sua vizinhança de fundo. 
 
 
 
A Figura 3 ilustra bem como o contraste pode variar dependendo desta relação entre 
as densidades ópticas do objeto e da vizinhança. Apesar da densidade óptica do 
objeto circular no centro das imagens não variar, percebe-se que o contraste varia 
consideravelmente devido à variação da densidade óptica da vizinhança que o 
circunda. A diferença das densidades ópticas entre estas regiões é que possibilita a 
visualização de estruturas diferentes. 
 
 
Figura 3 - Variação de contraste de um objeto circular com mesma densidade óptica (tom de cinza) 
em diferentes densidades ópticas de sua vizinhança 
 
As diferenças entre tons de cinza são utilizadas como informação na imagem 
médica e servem para distinguir os diferentes tipos de tecidos, analisar as relações 
anatômicas e algumas vezes quantificar funções fisiológicas1. Quanto maior a 
diferença entre os tons de cinza mais fácil é identificar as estruturas ou as interfaces 
entre elas. 
 
O contraste final em uma imagem pode ser resultado tanto das características do 
material do objeto que se quer obter a imagem quanto das propriedades físicas do 
detector que vai formar a imagem. 
 
Em radiologia, o contraste pode ser dividido em: 
Contraste pode ser definido como a diferença fracional em alguma 
grandeza mensurável entre duas regiões de uma imagem1. 
4 
 
 contraste radiográfico: está relacionado à região anatômica a ser irradiada e 
depende de suas características físicas, das diferenças de atenuação dos 
fótons de raios X entre cada parte e suas vizinhanças. Ao se selecionar uma 
tensão (kVp) no equipamento de raios X e a filtração total do feixe (espectro 
de raios X) que passa pelo paciente, haverá uma determinada atenuação, 
caracterizada pelo coeficiente de atenuação daquela parte irradiada, que 
fornece a quantidade de fótons que são absorvidos por aquele material e que 
influenciarão a imagem a ser formada. Os valores dos coeficientes de 
atenuação em geral diminuem com o aumento da energia do fóton incidente. 
 contraste do detector: está associado à habilidade do receptor de imagem 
em converter o sinal que incide sobre ele em imagem, e depende de suas 
propriedades químicas, físicas, espessura entre outras. 
 
A Tabela 1 resume as influências que cada um destes contrastes sofre, de 
acordo com as propriedades das partes anatômicas ou detectores. 
 
Tabela 1 - Tipos de contraste com a etapa da produção de imagem está relacionado e quais 
as características influenciam 
 
Interações da 
radiação X 
Características que 
influenciam Exemplos 
Contraste 
radiográfico 
Região 
anatômica de 
interesse 
• número atômico efetivo 
(Zef) 
• densidade (ρ, [g/cm3]) 
• densidade de elétrons 
• espessura do material 
• espectro de energia 
• coeficiente de 
atenuação em massa 
(µ/ρ) 
osso (Zef ≈ 13) → alto 
contraste 
 
mama (Zef ≈ 7) → baixo 
contraste 
Contraste 
do detector 
receptor de 
imagem 
• composição química do 
material do detector 
• espessura 
• número atômico 
• densidade eletrônica 
• processos físicos pelos 
quais o detector converte 
o sinal de radiação em 
um sinal eletrônico, óptico 
ou fotográfico. 
• diferenças de densidade 
óptica (no caso de filmes) 
• brilho na imagem 
(intensificadores de imagem) 
• amplitude de sinal 
(detectores eletrônicos) ou 
algum outro sinal eletrônico, 
óptico ou físico utilizado para 
representar a imagem. 
 
5 
 
 
Uma maneira de otimizar o contraste final é entender como a radiação X interage 
com as partes anatômicas de interesse e com o receptor de imagem. Com isso, 
pode-se obter o melhor contraste com a dose de radiação mais baixa ao paciente. 
A Figura 4 ilustra como a variação de contraste pode influenciar a visualização de 
detalhes na imagem. A Figura 4, a foto A possui alto contraste, a foto B possui um 
contraste ótimo para a visualização de um observador e a foto C possui baixo 
contraste. 
 
 
A B 
C 
Figura 4 - Diferentes níveis de contraste em uma imagem, variando do alto contraste (A) ao baixo 
contraste (C), passando pela imagem com contraste ótimo (B). 
 
Percebe-se que tanto com alto quanto com baixo contraste há perda de informação. 
1.1.1 Meios de contraste 
 
Um recurso muitas vezes utilizado para melhorar o contraste entre estruturas com 
coeficientes de atenuação muito próximos, é a utilização de meios de contraste. 
Estes são materiais introduzidos na região a ser estudada, que possui um 
coeficiente de atenuação diferente da região vizinha da área de interesse, 
aumentando o contraste radiográfico. Isso ocorre, por exemplo, em estudos do 
sistema circulatório, quando um médico intervencionista quer obter imagens dos 
vasos sanguíneos, por exemplo. Neste caso pode-se utilizar contraste iodado para 
6 
 
que o sangue possa ter seu coeficiente de atenuação aumentado e permitindo ao 
médico uma melhor visualização do vaso. O bário pode ser outro meio de contraste, 
e pode ser utilizado no trato gastrointestinal, por exemplo.As bordas do trato 
gastrointestinal podem ser visualizadas com maior contraste, permitindo a 
identificação de ulcerações ou quaisquer rupturas que possam estar presentes. 
Outro meio de contraste que pode aumentar a atenuação dos fótons de raios X é o 
ar, que também pode ser utilizado em estudos do trato gastrointestinal. Um dos 
fatores que torna o ar um bom meio de contraste é o fato de possuir baixa 
densidade, o que pode auxiliar em muitos exames. Assim, o meio de contraste deve 
ser escolhido de acordo com a vizinhança que será inserida. A Tabela 2 mostra 
algumas características dos meios de contraste que podem determinar suas 
aplicações, devido à atenuação à radiação que podem causar. 
 
Tabela 2 - Características de alguns meios de contraste1 
Meio de 
contraste 
Densidade 
g/cm3 Composição 
Número 
atômico Aplicações 
Hydopaque 
(Iodine) 
1,35 
0,25 g C18H26I3O9 + 0,5 
g C11H3I3N2O4 + 0,6 g 
água 
I: 53 Angiografia 
Estudos genitourinário 
Sulfato de 
bário 1,20 
 450 g BaSO4 + 25 ml 
água Ba: 56 
Estudos 
gastrointestinais 
Ar 0,0013 78 % N2 + 21 % O2 
Zef= 
7,4 
Estudos 
gastrointestinais 
Pneumoencefalografia 
 
1.1.2 Variação de contraste com o tipo de receptor de imagem 
 
1.1.2.1 Contraste e sistemas écran-filme 
 
O contraste da imagem também é influenciado pelas propriedades do receptor. A 
escolha do filme é fundamental para que se alcance o contraste adequado de uma 
determinada região anatômica a ser irradiada2. Os observadores que preferem 
imagens com alto contraste devem optar por filmes cujas curvas características 
produzem maior contraste e latitude mais estreita. E os que preferem menos 
7 
 
contraste, devem optar por um com curva característica com menor contraste e 
maior latitude3 (Figura 5). 
 
 
 
 
Figura 5 - Latitude do filme. Quanto maior a inclinação da curva característica do filme, menor a 
latitude, e quanto menor a inclinação, maior a latitude. 
 
 
Figura 6 - Variação de contraste no filme com o mesmo valor de exposição e a representação na 
curva característica: quanto maior a inclinação da curva, maior o contraste e quanto menor a 
inclinação, menor o contraste. 
Lembrando as definições: 
Latitude (faixa dinâmica) do filme: faixa de exposição que produz densidades ópticas 
aceitáveis para visualização. Em geral, entre as densidades ópticas de 0,25 e 
2,5.(Figura 5) 
Contraste do filme: quanto maior a inclinação da parte linear da curva característica 
do filme, maior o contraste que a mesma quantidade de exposição pode oferecer 
(Figura 6). 
8 
 
 
Essas variações em contraste e latitude têm a resposta no filme radiográfico 
conforme mostra a Figura 7. 
 
 
Figura 7 - Latitude e contraste: respostas no filme. 
 
1.1.2.2 Contraste e detectores que produzem imagens digitais 
 
Os diferentes detectores podem transformar a energia incidente, que carrega a 
imagem latente, em um sinal de saída com diferentes eficiências, isto é, alguns vão 
cenverter melhor as doses em imagem. Nesse processo, a conversão do sinal de 
saída em imagem pode amplificar ou modificar o contraste do objeto4. 
As curvas características de detectores que convertem o sinal em imagem digital 
podem ser vistos na Figura 8. Estas são lineares quando comparadas à curva de 
filmes, e a essa diferença em intensidade de sinal, entre o maior e o menor sinal que 
um sistema pode processar ou mostrar denomina-se faixa dinâmica. 
 
Figura 8 - Curvas características de detectores de sistemas digitais comparados a filmes 
 
Muitos tons de cinza com 
pequenas diferenças de 
densidade entre os passos 
 
Poucos tons de cinza com 
grandes diferenças de 
densidade entre os passos 
 
9 
 
Alguns fatores podem influenciar a faixa dinâmica do detector, como por exemplo, o 
aumento do número de bits por pixel, em uma imagem digital aumenta a faixa 
dinâmica da imagem5. 
 
 
 
Formalmente, uma imagem digital pode ser definida como uma função 
bidimensional, f(x,y), onde x e y são as coordenadas planas espaciais e a amplitude 
f em qualquer par de coordenadas (x, y) é chamada de intensidade ou nível de cinza 
da imagem naquele ponto6. Assim, a imagem digital é representada por uma matriz, 
que possui um comprimento e uma largura, que dão a dimensão da imagem 
bidimensional, de tamanho M x N, como mostra o exemplo da 
Figura 9. A cada elemento de imagem (Picture elements – pixel) dessa matriz é 
atribuído um valor numérico que lhe confere um nível de cinza; e alguns parâmetros 
da imagem digital vão depender do tamanho desta matriz, considerando-se o 
tamanho deste pixel e os espaçamentos entre eles (pitch). A menor unidade da 
informação que pode ser armazenada ou transmitida é chamada bit (BInary digiT), 
com os possíveis valores 0 e 1. Um conjunto de 8 bits é chamado byte. Assim, as 
tonalidades de cinza nos pixels são representadas pelas diferentes configurações 
dos bytes. Pode-se associar o valor zero ao preto e o valor 1 ao branco, e as 
tonalidades intermediárias surgirão por combinações destes valores de acordo com 
a quantidade de valores a serem combinados, 2, 4, 8, e assim por diante. O número 
de bits por pixel é a profundidade de bit e, portanto, cada pixel terá uma quantidade 
de tons de cinza representada pela equação 1: 
C = 2k Equação 1 
 
Onde k é o número de bits. 
 
Assim, uma imagem com 4 bits seria representada por 16 tons de cinza e uma de 8 
bits por 256. A tonalidade de cinza em um pixel particular será a combinação entre o 
preto e branco da profundidade de bits 
 
Mas, o que são bits e pixels? 
10 
 
 
 
 
Figura 9 - Representação da matriz de uma imagem digital 
 
Após a aquisição da imagem digital (raw ou bruta), o software de aquisição executa 
automaticamente vários passos de processamento (imagem processada). Assim, 
cada região da imagem pode ser alterada e apresentar um valor de tom de cinza 
diferente. Isso pode causar variações do contraste original no momento da aquisição 
da imagem. Além disso, ao se avaliar a imagem, softwares de pós-processamento 
podem alterar os valores dos pixels, conforme a necessidade de visualização do 
observador. Isso também muda o contraste na imagem. Uma variação possível é 
mudança da janela (window) que dá ao observador uma independência ao controlar 
o contraste e brilho na imagem. Como a imagem digital é representada por um 
intervalo de números (valores de tons de cinza) pode-se escolher uma largura da 
janela (window width, WW) dentro desse intervalo para controlar o contraste 
desejado na imagem. O centro desse intervalo escolhido é o nível da janela (window 
level, WL) e sua variação controla o brilho na imagem7. O observador pode controlar 
tanto o WW quanto o WL e a combinação desses dois parâmetros determina o 
contraste na imagem, devido à variação dos valores de pixel (Figura 10), escolhido 
pelo observador. 
 
11 
 
 
Figura 10 - Influências da escolha da A. largura (WW), e B. nível (WL) da janela no contraste da 
imagem. 
 
Desta forma, como o contraste é variável, outro conceito torna-se mais significativo 
em imagens digitais para representar a qualidade da imagem: a razão contraste 
ruído. Esta pode ser definida como4 mostra a equação 2: 
 
 
 B -A 
σ
=RCR Equação 2 
 
 
Onde A e B são os valores médios do sinal em pequenas regiões da imagem e σ é a 
variação de sinal, isto é, o ruído na imagem (Figura 11). Assim, esse conceito torna-
se mais relevante que o próprio contraste para se considerarem as diferenças 
visuais na imagem. 
No exemplo apresentado na Figura 11 percebe-se duas regiões com diferentes tons 
de cinza, possibilitandoum contraste da região ovalada. Ao se selecionar uma 
região de interesse (Region of Interest – ROI), como mostrado na imagem com as 
ROIs 1 e 2, são apresentadas as seguintes informações: 
 Avg: média dos valores de pixel neste ROI selecionado; 
 Min: mínimo valor de pixel encontrado dentro deste ROI; 
12 
 
 Max: máximo valor de pixel encontrado dentro deste ROI; 
 Std.Dev: desvio padrão (σ) da média dos valores de pixel encontrados dentro 
deste ROI; 
 Median: é a mediana dos valores de pixel encontrados neste ROI; 
 Área selecionada: é o tamanho do ROI escolhido, em mm2 e matriz 
selecionada; 
 
 
Figura 11 - Exemplo de como se pode considerar regiões para cálculo de razão contraste-ruído. Os 
valores de A e B são dados com Avg e σ como Std.Dev nos dados da imagem. 
 
Para se calcular a razão de contraste-ruído neste caso, considera-se: 
A = Avg da ROI 1 = 2029,64 
B = Avg da ROI 2 = 1710,91 
σ = Std.Dev da ROI 1 = 18,11 
Aplicando-se a Equação 2, a razão contraste ruído será: 
11,18
73,318
18,11
1710,91 - 2029,64
==RCR 
 
 
 
RCR = 17,6 
ROI 2 
ROI 1 
13 
 
Com isso, pode-se notar que, quanto maior o ruído da vizinhança de uma região de 
interesse na imagem menor será a razão contraste-ruído, o que dificultará a 
visualização do objeto. 
 
1.2 Resolução espacial 
 
O conceito de resolução espacial é definido como a habilidade do sistema em 
distinguir duas estruturas adjacentes que podem ser visualizadas separadas em 
uma imagem8,9. Esta não é melhorada com o aumento da radiação aplicada ao 
detector; por outro lado, a radiação espalhada ou mesmo fótons de luz podem afetá-
la, de maneira a reduzir a clareza da imagem5. Um fator que afeta a resolução é o 
borramento da imagem, que ocorre devido à falta de definição da borda da estrutura 
de interesse e sua vizinhança. Isso faz com que a imagem perca a definição e pode 
ser causado por: movimento, fatores característicos do objeto, tamanho do ponto 
focal do tubo de raios X, radiação espalhada e limitações do receptor8,10. A Figura 12 
mostra, a partir de uma imagem normal (A) a variação de borramento devido à perda 
de resolução em uma imagem. 
 
Uma forma de quantificar a resolução espacial é utilizar um padrão de barras, onde 
estruturas radio-opacas e radiotransparentes se alternam de tal forma que a imagem 
apresenta pares de linhas. A unidade de medida da resolução espacial neste caso 
são pares de linha por milímetro (pl/mm), como mostra a Figura 13. 
 
O borramento prejudica a identificação dos pares de linha, fazendo com que se 
reduza a resolução espacial. Essa medição é feita considerando-se alto contraste, 
pois se houver baixo contraste ou muito ruído na imagem, pode-se não identificar as 
estruturas adequadamente. 
 
14 
 
 A. B. 
 C. D. 
Figura 12 - A. Imagem normal, B. Borramento por movimento, C. Borramento devido a limitações do 
detector, D. Imagem com muito borramento. 
 
 
 
Figura 13 – Exemplo de um padrão de barras para medição de resolução espacial 
 
 
Uma medição mais sofisticada da resolução espacial é a função de transferência de 
modulação - FTM (ou Modulation transfer function – MTF), que descreve a 
capacidade do detector em transferir a modulação do sinal de entrada em uma 
frequência espacial no sinal de saída. Assim, os objetos de diferentes tamanhos e 
15 
 
opacidades são mostrados na imagem com diferentes valores de tons de cinza9. A 
FTM descreve a relação entre resolução e contraste em termos de frequência 
espacial. Desta forma, para que sejam representados detalhes grosseiros na 
imagem é suficiente uma frequência espacial baixa, enquanto que para descrever os 
detalhes e as bordas das estruturas anatômicas são necessárias frequências 
maiores10. 
 
1.2.1 Borramento devido ao receptor 
 
1.2.1.1 Sistemas écran filme 
 
Os filmes radiográficos possuem alta resolução espacial, especialmente aqueles 
dedicados a mamografia, pois possuem grãos da emulsão do filme menores. Porém, 
em sistemas écran-filme, os raios X interagem com o écran inicialmente, que 
converte os fótons de raios X em fótons de luz. Essa luz é difusa, o que causa 
aumento do tamanho do sinal, resultando em borramento na imagem formada no 
filme (Figura 14). 
 
 
Figura 14 - Diminuição de resolução na imagem com o alargamento do sinal de entrada devido à 
presença do écran, na formação da imagem de raios X com sistemas écran-filme. 
 
Os fatores que podem causar esse alargamento do sinal são: 
 Espessura do écran; 
 Tamanho das partículas que constituem o fósforo do écran; 
écran 
écran 
objeto 
imagem 
16 
 
 Pigmentos que absorvem a luz no écran; 
 Contato ruim entre écran e filme (Figura 15) 
 
 
Figura 15 - O contato ruim entre o écran e o filme causa borramento do sinal. 
 
1.2.1.2 Sistemas de imagem digital 
 
Em radiologia digital, além dos fatores comuns ao sistema écran-filme, como 
movimento, tamanho do ponto focal e radiação espalhada, a resolução espacial é 
limitada pelo tamanho mínimo do pixel. 
 
De acordo com o Teorema de Nyquist, dado um tamanho de pixel x, a máxima 
resolução espacial alcançável seria x/2. Assim, o tamanho do pixel pode dificultar a 
visualização da imagem. A Figura 16 mostra as imagens com tamanhos de pixel 
variável: os maiores, como mostrado em A, B, e C, por exemplo, a identificação do 
objeto torna-se difícil. Conforme o tamanho do pixel vai reduzindo, os detalhes da 
imagem passam a ser visualizados. 
 
17 
 
 
Figura 16 - Efeito do tamanho do pixel na resolução da imagem 
 
1.3 Ruído 
 
O ruído de uma imagem radiográfica pode ser definido como a quantidade de 
informação indesejável, isto é, que não é útil ao diagnóstico, uma vez que interfere 
na avaliação do observador. Este ruído ou mottle é uma variação aleatória 
indesejável do sinal incidente ao receptor de imagem. 
 
1.3.1 Ruído em sistemas écran-filme 
 
Em sistemas écran-filme, as principais fontes de ruído radiográfico incluem10: 
 Quantum mottle: causado pela variação aleatória de fótons de raios X 
absorvidos pelo receptor de imagem. Os sistemas mais rápidos são mais 
eficientes em absorver os fótons de raios X e transformar em determinada 
densidade óptica. Já os sistemas mais lentos, uma quantidade menor de 
18 
 
fótons é utilizada para formar a imagem o que permite uma flutuação na 
imagem, tornando-a mais ruidosa; 
 Estrutura do écran: o aumento da sensibilidade do écran aumenta o ruído 
inerente, fazendo com que ocorram flutuações estatísticas da quantidade de 
luz produzida quando um fóton de raios X é absorvido; 
 Grãos do filme: o aumento da sensibilidade do filme aumenta a absorção de 
luz produzida pelo écran, incluindo as flutuações estatísticas; 
 Artefatos devido ao processamento de filme; 
 Ruído de conversão de fótons de raios X em fótons de luz. 
 
1.3.2 Ruído em sistemas que produzem imagens digitais 
 
O ruído pode ser definido como a incerteza ou imprecisão com que o sinal é 
gravado. Uma imagem que é gravada com poucos fótons de raios X geralmente tem 
um alto grau de incerteza e é muito ruidosa, enquanto que muitos fótons tornam a 
imagem mais precisa1. Porém, muitos fótons podem estar associados com altas 
doses de radiação X. 
 
Em imagens digitais, o ruído pode ser quantificado de forma simples em termos do 
desvio padrão da quantidade de fótons que são gravados em uma área do receptor 
de imagem ou o desvio padrão do sinal da imagem. Porém, essa forma de análise 
não descreve espacialmente a distribuição do ruído, e para isso é melhor a 
descrição do espectro de potência de ruído (Noise Power Spectrum,NPS). 
 
Como o contraste na imagem digital é dinâmico devido a recursos de pós-
processamento de imagem, o ideal é a sua avaliação relacionada com o ruído na 
avaliação da qualidade da imagem, pois a visualização de detalhes em baixo 
contraste fica limitada à quantidade de ruído. A Figura 17 mostra como a informação 
pode ser perdida conforme o ruído na imagem aumenta. Assim, um parâmetro mais 
significativo para a avaliação da qualidade da imagem digital é a razão sinal ruído 
(RSR), uma vez que é uma grandeza útil para caracterizar o desempenho do 
detector quanto ao sinal e ao ruído. 
19 
 
 
 
Figura 17 - A partir da imagem A há um aumento gradativo do ruído nas imagens. 
 
A eficiência quântica de detecção (detective quantum efficiency – DQE) descreve a 
eficiência da transferência da RSR incidente em relação à SNR de saída. O efeito da 
variação da RSR na imagem pode ser vista na Figura 18. 
 
De forma prática, pode-se obter a razão sinal-ruído de uma imagem digital 
colocando-se uma região de interesse (region of interest - ROI), como mostrado na 
Figura 11, e dividindo-se a média dos valores de pixel dentro deste ROI (sinal) pela 
variação deste sinal (ruído), como mostra a equação 3. 
 
 padrão desvio
 pixel de valoresdos Média
=RSR Equação 3 
 
No exemplo da Figura 11, a RSR da ROI 2 é calculado como segue: 
 
A 
20 
 
112
 15,28
 1710,91
==RSR 
 
 
 
Figura 18 - Exemplo da variação da razão sinal-ruído em uma imagem com sinal constante com 
variação do ruído. 
 
A RSR é uma grandeza física que facilita processos de otimização para equilibrar 
qualidade de imagem e dose. Uma maneira de se caracterizar o sistema utilizado é 
a partir de obter a resposta do detector em termos de RSR com a dose, conforme 
mostra a Figura 19. 
 
Figura 19 - Gráfico exemplificando uma relação entre razão sinal-ruído (RSR) e dose, caracterizando 
um sistema de mamografia digital. 
 
 
21 
 
2. Fatores que alteram a qualidade de imagem 
 
A imagem radiológica pode ser afetada por uma quantidade grande de fatores que 
podem reduzir sua capacidade de fornecer um bom diagnóstico. Alguns fatores 
serão descritos aqui e outros podem ser percebidos na prática e são peculiares do 
lugar onde produz a imagem3. 
 
1. Tensão do tubo de raios X: 
O aumento da tensão (kVp) pode provocar: 
• Redução do contraste; 
• Ampliação da latitude em filmes, 
• Aumento da radiação espalhada 
• Menor dose de radiação ao paciente 
 
Assim, um estudo de otimização entre qualidade de imagem e dose ao paciente 
deve considerar a tensão adequada de acordo com o equipamento em questão, ao 
exame a ser realizado e ao paciente em particular. 
 
2. Tempo de exposição 
O tempo longo de exposição pode causar movimento do paciente e 
consequentemente, borramento na imagem. De acordo com o exame, o melhor 
tempo de exposição deve ser considerado para processos de otimização. 
 
3. Corrente do tubo de raios X 
 
Como a corrente do tubo de raios X é responsável pela intensidade de fótons no 
feixe, podendo causar maior enegrecimento na imagem, deve ser o parâmetro 
técnico a ser escolhido por último, para equilibrar o enegrecimento necessário. 
 
4. Tamanho do ponto focal 
 
O tamanho do ponto focal é responsável pela resolução espacial, pois quanto menor 
ele for mais detalhes podem ser vistos na imagem. Em exames que precisam de 
22 
 
detalhes, como o de mamografia por exemplo, deve-se utilizar tubos de raios X que 
possuam ponto focal de 0,3 mm ou menor. 
 
5. Colimação do feixe 
 
Quanto maior o tamanho do campo de radiação X, maior será o espalhamento e, 
consequentemente, tanto o contraste quanto a resolução espacial da imagem pode 
ser prejudicado. Além disso, a dose ao paciente também é maior devido à maior 
quantidade de tecidos irradiados. 
 
6. Grades 
 
As grades são utilizadas para minimizar o espalhamento causado pelo paciente e 
que prejudica tanto a resolução quanto o contraste da imagem. A consequência de 
sua utilização é o aumento de dose ao paciente, pois se deve aumentar a corrente, 
para aumentar os fótons produzidos pelo tubo de raios X, tentando compensar os 
fótons absorvidos na grade. 
 
 
7. Distância foco-filme 
 
Quanto maior a distância foco-filme menores o borramento, magnificação e distorção 
da imagem, e menor a dose no paciente. Isso pode levar a uma redução do 
contraste. 
 
8. Combinação écran-filme 
 
Combinações de écran-filme rápidas, eficientes em converter fótons de raios X em 
luz, minimizam a dose ao paciente, borramento por movimento e geométrico, porém 
pode haver mais ruído. O écran sempre causa perda de detalhe, devido ao 
espalhamento do sinal, então, caso se queira um detalhe muito fino, não se utiliza o 
écran. Para obter uma imagem com qualidade diagnóstica, deve-se aumentar o mAs 
aumentando a dose ao paciente. 
23 
 
 
9. Processamento de filmes 
 
Todo o cuidado em adquirir uma imagem de boa qualidade pode ser perdido se o 
último passo de formação da imagem não estiver controlado adequadamente. A 
temperatura não deve variar, uma vez que o aumento da temperatura em uma 
mesma velocidade de processamento pode reduzir o contraste. Um controle de 
qualidade rigoroso deve ser implementado – diariamente - para garantir uma boa 
imagem. 
 
10. Placas de imagem em sistemas de radiologia computadorizada 
 
As placas de imagem (PI) devem ser manuseadas com cuidado, pois podem causar 
artefatos devido à presença de poeira, riscos, rachaduras e problemas mecânicos. 
 
Vários outros fatores também podem prejudicar a qualidade da imagem, como a 
utilização de monitores que não são preparados para uso médico e, com as 
características inadequadas à modalidade que se aplica ou mesmo a utilização de 
doses inadequadas que prejudicam a qualidade da imagem. 
 
A única maneira de se obter a melhor imagem radiológica, é aplicando processos de 
otimização de imagem, onde os parâmetros mais adequados para cada 
procedimento serão encontrados com a menor dose possível ao paciente. 
24 
 
 
Referências: 
 
1 HASEGAWA, B. H. Medical X-Ray Imaging. 2a. ed.,Medical Physics Publishing Company, Madison, 
1991. 
 
2 HENDEE, W. R., RITENOUR, E. R. Medical Imaging Physics. 2a. ed, A John Wiley & Sons, New 
York, 2002. 
 
3 DENDY, P. P., HEATON, B. Physics for Diagnostic Radiology. 2a. ed., Institute of Physics 
Publishing, Bristol e Philadelphia, 1999. 
 
4 BUSHBERG, J. T., SIEBERT, J. A., LEIDHOLDT, E. M., BOONE, J. M. The Essential Physics of 
Medical Imaging. 2a. ed., Lippincott Williams & Wilkins, Philadelphia, 2002. 
 
5 FURQUIM, T. A. C. FURQUIM, COSTA, P. R. Garantia de qualidade em radiologia diagnóstica. 
Revista Brasileira de Física Médica, v. 3, n. 1, p. 91-99, 2009. 
 
6 GONZALEZ, R. C., WOODS, R. E. Digital Imaging Processing. 2a. ed, Prentice Hall, New Jersey, 
2002. 
 
7 SEERAM, E. Digital Radiography – An introduction. Delmar, New York, 2011. 
 
8 LANÇA, L., SILVA, A. Digital radiography detectors - A technical overview: Part 2. Radiography, v. 
15, p. 134-138, 2009. 
 
9 WILLIAMS, M. B., YAFFE, M. J. MAIDMENT, A. D. A., MARTIN, M. C., SEIBERT, J. A., PISANO, E. 
D. Image quality in digital mammography: image acquisition.J. Am. Coll. Radiol., v. 3, p. 589-608, 
2006. 
 
10 HAUS, A. G., YAFFE, M. J. Screen-film and digital mammography – Image quality and radiation 
dose considerations. Radiologic Clinics of North America, v. 38, n. 4, p. 871-898, 2000