TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA FORMACAO DA I

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Curso: “Tomografia Computadorizada: Formação da Imagem e Radioproteção” IRD- 2002 1
TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA:
FORMAÇÃO DA IMAGEM E RADIOPROTEÇÃO
Márcia Terezinha Carlos,
LNMRI, IRD/CNEN
Introdução
A tomografia computadorizada (TC), introduzida na
prática clínica em 1972, é uma modalidade da Radiologia
reconhecida pelo alto potencial de diagnóstico. A TC
possibilitou a investigação por imagem de regiões do corpo
humano até então não reproduzidas pelos métodos
convencionais. Além disso, substituiu alguns exames que
traziam muito desconforto e determinados procedimentos que
acarretavam alto risco para o paciente.
Em reconhecimento ao extraordinário impacto
clínico proporcionado pela TC, os inventores A.M. Cormack
[19] e G.N. Hounsfield [38] foram agraciados com o Prêmio
Nobel em Medicina e Fisiologia de 1979.
A invenção da TC apoiou-se nos seguinte pontos:
· um tubo de raios-X gira, emitindo radiação, em torno do
paciente, num plano axial. Um conjunto de detectores
posicionados no lado oposto do tubo captam os fótons
de raios-X que atravessam o paciente sem interagir e
· um algoritmo de reconstrução, composto de uma
seqüência de instruções matemáticas, converte os sinais
medidos pelos detectores em uma imagem.
A imagem por TC é um
mapeamento do coeficiente
linear de atenuação da seção
do corpo humano em estudo.
A imagem é apresentada
como uma matriz
bidimensional em que, a cada
elemento desta matriz, o
pixel, é atribuído um valor numérico, denominado número de
TC. Este é expresso em unidades Hounsfield (UH) e está
relacionado ao coeficiente linear médio de atenuação do
elemento de volume, voxel, no interior do corte que o pixel
representa. O grau da qualidade da imagem liga-se à fidelidade
com que o conjunto de números de TC reproduz as pequenas
diferenças em atenuação entre os tecidos (resolução de baixo
contraste ou resolução de sensibilidade) e os pequenos
detalhes das estruturas (resolução de alto contraste ou
resolução espacial).
Destacam-se os seguintes pontos de superioridade
da imagem por TC sobre a imagem radiográfica convencional
[31, 63]:
· a possibilidade de distinguir as estruturas de órgãos e
tecidos com pequenas diferenças de densidade (0,5%),
em especial entre os tecidos moles,
· a obtenção de uma imagem da seção de corte de
interesse sem a superposição das imagens das estruturas
anatômicas não pertencentes à seção em estudo,
· as imagens das estruturas anatômicas conservam as
mesmas proporções, isto é, não há distorção geométrica
e
· a obtenção de imagens digitais para as medições
quantitativas das densidades dos tecidos e dos
tamanhos das estruturas. As imagens digitalizadas
admitem manipulações pós-reconstrução da imagem, tais
como: ampliação, refinamento, reformatação em outros
planos (2D) e reconstrução da imagem tridimensional
(3D).
Embora existam poucos estudos sistematizados sobre o
impacto da TC no diagnóstico e na terapêutica [22], é
evidente o grau de credibilidade na informação extraída, a
julgar pelo explosivo aumento de investigações. O número de
tomógrafos computadorizados instalados cresce
continuamente, sem um sinal aparente de saturação, no Brasil
e mesmo em se tratando de países desenvolvidos [98].
Com todos os benefícios indubitáveis da TC à saúde,
deve-se atentar para o fato que o método utiliza radiação
ionizante e que a dose de radiação recebida pelo paciente é
considerada alta em comparação aos outros métodos de
diagnóstico radiológico, sendo ultrapassadas apenas pelas
doses envolvidas nos procedimentos radiológicos
intervencionistas. As doses em órgãos podem atingir o valor
de 100 mGy, em estudos com cortes finos e superpostos [88].
Além disso, na TC não existe um controlador “natural”
de dose de radiação para o paciente, como o filme
radiográfico na radiografia convencional. Se a dose de
radiação for acima do necessário, o filme fica muito
enegrecido, prejudicando o contraste da imagem e,
conseqüentemente, o potencial das informações extraíveis
para o diagnóstico correto. Ainda mais, por causa do
processo matemático de reconstrução, quanto maior a dose
de radiação na TC menor será o ruído da imagem e,
conseqüentemente, melhor será sua qualidade [88].
Os levantamentos dosimétricos, realizados em vários
países, apontam a TC como a prática médica que mais
contribui para a dose de radiação coletiva, e cujo valor está
aumentando ano a ano. Na Inglaterra, no início dos anos 90,
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de 4 a 5% dos exames radiológicos foram investigações por
TC e representam cerca de 40% da dose coletiva da prática
médica [98].
Comparada à radiografia convencional, a técnica de
exame de TC é mais complexa a julgar pelo número de
parâmetros da técnica que devem ser selecionados, os quais
estão apresentados no Quadro 1. Em cada coluna estão os
parâmetros que participam das etapas de varredura ou de
exposição ou de aquisição, de reconstrução matemática e da
apresentação da imagem, que são processos relativamente
independentes. Na primeira linha estão os parâmetros comuns
à varredura convencional e helicoidal; na segunda e terceira
os parâmetros específicos a cada tipo de varredura. Na última
linha, estão mostrados os parâmetros da técnica da
radiografia para a projeção de cortes, que também é
apresentada como topograma, radiografia digital inicial ou
“surview”. Nem todos os parâmetros de varredura são
aplicáveis a um determinado tomógrafo. Os parâmetros da
técnica, com freqüência, são apresentados aos operadores de
diferentes modos, quer em razão da falta de termos-padrões,
o que implica na utilização de terminologia própria por cada
fabricante, quer pelo fato de que os valores de alguns
parâmetros são automaticamente selecionados pelo próprio
programa do tomógrafo[24].
Quadro1 -
Fase de Varredura,
Aquisição ou de
Exposição
Fase de Reconstrução Fase de
Apresentação
Geral
(varredura
seriada e
helicoidal)
Tensão aplicada ao
tubo
Corrente no tubo
Espessura nominal de
corte
Campo de visão de
varredura
Filtro moldado*
Filtro plano
adicional*
Ponto focal*
Número de amostras*
Campo de visão (FOV)
Núcleo de convolução
ou filtro matemático
Filtros de imagem
(outros)
Tamanho da matriz
Algoritmo de
endurecimento do feixe
Algoritmo de correção
de movimento
Janela: centro e
largura
Filtros pós-
processa-mento
Fator de zoom
Específico
para
varredura
seriada
Tempo de varredura
Ângulo de rotação do
tubo*
Incremento da mesa
Inclinação dogantry
Específico
para
varredura
helicoidal
Passo ou Fator de
passo
Velocidade da mesa
Tempo total de
aquisição
Algoritmo de
interpolação
Incremento ou separação
entre as imagens
reconstruídas
Radiog. de
projeção de
cortes
Velocidade da mesa*
Espessura de corte*
Corrente do tubo
Tensão aplicada ao
tubo
Comprimento de
varredura
Altura da mesa
Projeção
(AP/PA/lateral)
Obs: * parâmetros raramente acessíveis ao operador
A qualidade da imagem de TC é influenciada pelos
parâmetros da técnica relacionados à dose de radiação
(parâmetros de varredura), pelos parâmetros relacionados à
reconstrução e à apresentação da imagem, e pelos parâmetros
clínicos [1, 16, 34, 55]. Estão incluídos nos parâmetros
clínicos o tamanho do paciente, sua cooperação em relação
ao movimento e o procedimento de administração de meio de
contraste [82].
O tomógrafo computadorizado é uma máquina de
tecnologia complexa e em constante evolução. Desde o início
da prática da TC, tem sido dada ênfase ao aperfeiçoamento
dos tomógrafos, buscando melhorar sua eficiência (obtenção
de imagem) e eficácia (diagnóstico) nas investigações
médicas, de modo que a evolução da qualidade da prática da
TC sempreesteve fortemente vinculada ao desenvolvimento
tecnológico dos componentes dos tomógrafos [31]. Isto é: do
sistema elétrico-eletrônico e mecânico do “gantry”, dos tubos
de raios-X, dos computadores, dos programas de
computadores e das máquinas reprodutoras de imagens. Os
grandes marcos da história da TC, na maioria das vezes,
estiveram relacionados à redução do tempo de aquisição de
dados do exame.
Os primeiros tomógrafos foram destinados a estudos
exclusivamente da cabeça. Logo a seguir, os projetos dos
tomógrafos permitiram investigações de outras regiões do
corpo. Até 1989, a aquisição dos dados era realizada
exclusivamente corte a corte. Este tipo de varredura é hoje
denominada axial, convencional ou seriada. Durante esta
fase, as grandes alterações nos projetos recaíram sobre o tipo
de geometria, acoplamento e mecanismos de movimento do
conjunto tubo de raios-X e detectores e o número de
detectores. À medida que os diferentes tipos de varredura
foram introduzidos no mercado, foram sendo diferenciados
pela nomenclatura de “primeira”, “Segunda”, “terceira” e
“quarta geração” [63, 100].
Em 1985, a velocidade de aquisição de dados aumentou
significativamente, com a introdução da tecnologia dos anéis
deslizantes, que permitiu a rotação contínua dos
componentes do “gantry”: tubo de raios-X e detectores. O
próximo passo foi acoplar o movimento contínuo de rotação
do tubo de raios-X e o movimento contínuo do paciente
através do gantry, produzindo a aquisição de dados
volumétricos [20, 56, 58]. Começou a era da varredura
helicoidal. A TC helicoidal, também conhecida como espiral
ou volumétrica, é considerada um marco revolucionário na
história da TC, por abrir novas perspectivas de exames e
aplicações. Destacam-se as seguintes vantagens da TC
helicoidal:
· a realização da varredura completa sobre um órgão ou
região com o paciente prendendo uma única vez a
respiração, de modo que todos os dados são coletados
no mesmo estágio de respiração, evitando a perda de
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registros anatômicos. Também são reduzidos os
artefatos de movimento devido à respiração, à peristalse
e à atividade cardiovascular e elimina-se a possibilidade
de repetir um determinado corte quando o paciente não
consegue cooperar com o exame.
· a reprodução de imagens de cortes transversais
retrospectivamente em diferentes posições, inclusive de
cortes superpostos. Com isto, as lesões dúbias podem
ser reavaliadas sem exposição adicional à radiação.
Também melhorou significantemente a qualidade das
reconstruções 3D e 2D.
· nos estudos com administração de meio de contraste
intravascular, é possível estudar um órgão completo, o
fígado, por exemplo, em diferentes fases de
intensificação do meio de contraste: a fase arterial, a fase
portal e a fase tardia. Com isso, é possível obter a
informação sobre o tipo de vascularidade de lesões hipo,
iso ou hipervascular em relação ao parênquima biliar. [a
dose de radiação é reduzida se comparada à varredura
contígua seriada quando o fator de passo é maior do que
1. Isto, no entanto, acarreta uma redução da resolução de
baixo contraste da imagem [57, 109].
A principal desvantagem da aquisição de TC helicoidal
é o aumento do efeito de volume parcial na imagem produzido
pelo alargamento na espessura da imagem do corte (perfil de
sensibilidade do corte, resolução longitudinal) devido ao tipo
algoritmo de interpolação e à velocidade de da mesa [57, 109,
110].
O desenvolvimento dos tomógrafos não parou por aí .
Inovações na TC helicoidal têm sido apresentadas
continuamente [11]. Em 1992, um único fabricante lançou um
tomógrafo helicoidal capaz de fazer varreduras de dois cortes
contíguos e simultâneos mediante dois bancos de detectores
[67]. Na Reunião da “Radiological Society of North America”
(RSNA) de 1998, quatro fabricantes aplicaram este mesmo
conceito, introduzindo no mercado tomógrafos
computadorizados de multicortes que podem realizar
aquisição de dados em até 4 cortes concomitantemente, o que
tem reduzido expressivamente o tempo de varredura total do
exame.
Em 1995, foi apresentada a obtenção de imagens de TC
em tempo real, a fluoroscopia TC. Nesta técnica, as imagens
são constantemente atualizadas com o movimento contínuo
do tubo de raios X, utilizando baixa corrente e, ao mesmo
tempo, um algoritmo de reconstrução rápido. Esta técnica
serve como um guia nos procedimentos de intervenção, tais
como: biópsia, drenagem de líquido e bloqueamento de
nervos da medula (anestésico) [60] .
Outras tendências da TC direcionam-se sobretudo para
a diminuição da dose de radiação. Com os novos detectores
de cerâmica, espera-se uma redução de 30% na dose de
radiação [12, 118]. Na varredura inteligente [60] a corrente do
tubo de raios-X durante a varredura varia de acordo com o
grau de absorção do feixe de raios-X pelas diversas regiões
do corpo, reduzindo consideravelmente a dose em até 20%.
É sabido que o projeto do tomógrafo computadorizado
influencia fortemente o potencial da aplicação clínica e as
características da imagem. O Grupo “Imaging Performance
Assessment of CT Scanners”(ImPACT)
(htpp://www.impactscan.org) , ligado ao “Medical Devices
Agency” (MDA), na Inglaterra, é reconhecido
internacionalmente pelos trabalhos de avaliação técnica do
desempenho de imagem e da dose de radiação de tomógrafos
e pela disseminação do conhecimento sobre seu
funcionamento.
No Brasil, embora ainda não se encontre disponível um
levantamento abrangente dos equipamentos e da prática de
TC, sabe-se que os tomógrafos em funcionamento pertencem
a diferentes gerações tecnológicas. A tecnologia de ponta
pode ser encontrada nos grandes centros quase ao mesmo
tempo do lançamento no mercado internacional. Ao mesmo
tempo, existe um mercado de tomógrafos recondicionados
que entram no país por importação ou são comercializados
internamente para as regiões de menor poder aquisitivo.
Para assegurar a boa prática de TC, é necessário um
ambiente que estimule o uso correto e com baixas doses de
radiação. Isto requer a adoção de ações que cubram desde a
solicitação da investigação até a interpretação da imagem e
elaboração do laudo.
Um país de grande contraste sócio-econômico e com
enormes diferenças de infra-estrutura de equipamentos e de
pessoal no atendimento à saúde, muitas vezes, não suporta a
simples transposição de regulamentos e programas
sistemáticos já aprovados em países desenvolvidos,
principalmente se a tecnologia de ponta está envolvida.
Contudo, nunca foram tão necessárias ações efetivas que
auxiliem a obtenção do máximo da infra-estrutura já existente
e que orientem as futuras decisões.
O Ministério da Saúde (MS), no Regulamento Técnico -
Diretrizes de Proteção Radiológica em Radiodiagnóstico
Médico e Odontológico (Portaria no. 453 de 01/06/98
publicada no Diário Oficial da União 2 de Junho 1998 No.103
 http://www.anvisa.gov.br/legis/portarias/453_98.htm).
[73], estabeleceu os parâmetros
e regulamentou as ações para o
controle das exposições em
Radiologia Diagnóstica,
incluindo alguns requisitos
específicos à TC.
Por outro lado, o Colégio
Brasileiro de Radiologia (CBR),
com objetivo auxiliar os seus
Fase de Varredura
Perfil de Atenuação
In
te
ns
id
ad
e
Detector
Raio Soma
Medições de Transmissão
Raio
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associados a garantir a qualidade de seus serviços prestados
à comunidade, criou uma Comissão de Normatização e
implementou Programa de Qualificação ). A Comissão de
Normatização, criada na Diretoria 1997/1999, procura
estabelecer um padrão mínimo para os diversos
procedimentos radiológicos. Foramorganizadas câmaras de
estudo em diferentes áreas da imagem
(http://www.cbr.org.br/normatizacao/abertura.htm) . A
estrutura proposta para os futuros documentos são bem
semelhantes aos dos padrões estabelecidos pelo American
College of Radiologists (http://www.acr.org/f-products.html)
As Ações de Radioproteção das Comunidades
Européias têm organizados grupos de trabalhos em diferentes
áreas específicas do radiodiagnósticos norteados com o
novo conceito de Critérios de Qualidade. Esse conceito
combina três aspectos: as exigências de diagnósticos, a
recomendação de um exemplo provado de uma boa técnica e
associado a estes dois , o valor de dose que é aplicada ao
paciente para um dado procedimento radiológico. Em
dezembro de1999, foi publicado o documento EUR 16262EN
– As Orientações Européias para os Critérios da Qualidade
para a Tomografia Computadorizada@ [28] divulgaram os
critérios da qualidade aplicáveis à TC. Este documento está
disponível na internet no endereço: http://
www.drs.dk/guidelines/ct/quality/
O presente curso tem como objetivo a atualização dos
conceitos de física da imagem e radioproteção e, tomografia
computadorizada, tendo como base a Portaria 453 do MS e
aplicando as estratégias do documento EUR 16262 da CE
Formação da Imagem
O método de formação dos tomogramas computadorizados é
bem mais complexo do que a imagem radiográfica
convencional. O processo pode ser dividido em três fases:
aquisição de dados, reconstrução matemática da imagem e
formatação e apresentação da imagem. Para simplificar, será
apresentada a formação da imagem de cortes axiais a partir de
varredura axial ou convencional.
a) Fase de Aquisição de Dados
A fase de aquisição de dados é também conhecida como fase
de varredura ou de exploração. Inicia-se com a exposição de
uma seção da região do corpo a um feixe colimado de raios-X,
na forma de um leque fino, envolvendo as suas extremidades.
Na Figura ao lado é mostrado um esquema de todo o sistema
de exposição em TC. Os fótons de radiação que atravessam
a seção do corpo sem interagir atingem um conjunto de
elementos detectores, no lado oposto, tendo o paciente ao
centro. Os detectores não "vêem" uma imagem completa da
seção do corpo, apenas a projeção de uma imagem latente
nesse ângulo de visão. Um “raio”, em TC, é uma “pequena
parte” do feixe de raios-X formado pelos fótons que saem do
ponto focal e intercepta um único elemento detector. O raio,
ao atravessar o corpo, é atenuado, e a leitura do sinal do
detector é proporcional ao grau de atenuação ou ao grau de
penetração do raio. Portanto, a intensidade do sinal do
detector é uma medida da atenuação. Uma projeção é
composta por um conjunto de medidas da atenuação de raios,
denominado “perfil de atenuação”. Para produzir a imagem é
necessário um conjunto de perfis de atenuação obtidos em
diferentes ângulos de projeção. Estes são obtidos pela
rotação do tubo de raios-X em torno da seção do corpo.
Durante a rotação, as leituras dos detectores são registradas
em intervalos fixos de tempo
O ângulo mínimo de varredura necessário para obter
a imagem através do mapeamento dos coeficientes lineares de
atenuação da seção é 180o. Os dados são duplicados se a
rotação é completa, 360o, típica das varredura convencionais.
Varreduras com ângulos menores são realizadas com o
objetivo de diminuir o tempo de varredura e com ângulos
maiores para diminuir os artefatos de movimento, em estudos
das regiões do tronco. O número de projeções e de raios e o
espaçamento
entre os
detectores são
fatores
importantes
para
características
da imagem.
Entretanto, a
sua seleção é
muitas vezes automática, sendo efetuada pelo programa de
computador.
O número total de medições de atenuação durante a
varredura de corte é dada pelo produto do número de
projeções e o número de raios por projeção. Cada imagem
requer cerca de 100.000 a 1.000.000 medições [63],
dependendo do modelo do tomógrafo e da técnica
selecionada.
Os sinais dos detectores codificados que alimentam
os programas de reconstrução da imagem são denominados
dados brutos.
b) Fase de Reconstrução da Imagem
A reconstrução de imagem de TC é um processo realizado por
computador. Algoritmos matemáticos transformam os dados
brutos em imagem numérica ou digital. A imagem digital é uma
matriz bidimensional, em que cada elemento de matriz,
denominado de
pixel, recebe um
valor numérico
Projeção A
Projeção B
Tudo de R-X
Tudo de R-X
Paciente
Paciente
Detectores
Detectores
O°
18O°
PROJEÇÃO O° = PROJEÇÃO 18O°
m
Es
pe
ssu
ra 
do
 C
ort
e
Densidade
do Tecido
Energia
do fóton
Número de TC 1000 ( m t - mw) 
 mw
 = ¾¾¾¾¾ No TC
Imagem do
voxel
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denominado de número de TC. O número de TC está
relacionado ao coeficiente linear médio de atenuação do
elemento do objeto, o voxel, que ele representa.
A definição do número de TC em unidades Hounsfiel (UH) é
dada na figura acima, onde, mt é o coeficiente linear de
atenuação médio do material que compõe o voxel e mw é o
coeficiente linear de atenuação da água.
Por definição, o número de TC da água é igual a
zero.
A seção do objeto deve ser imaginada como se
fosse dividida em voxels, e cada voxel é representado por um
pixel.
O tamanho do voxel é
fundamental na qualidade da
imagem, sendo selecionado de
acordo com o requisito clínico da
imagem. Sua altura é igual à
espessura do corte e a base é
estabelecida pela razão entre o
campo de visão e o tamanho da
matriz. O campo de visão (FOV) é o diâmetro máximo da
imagem reconstruída, selecionado pelo operador. A matriz de
reconstrução é, em geral, de 512 � 512 ou 1024 � 1024 pixels.
 A energia média dos fótons de raios-X está na faixa
de 50keV à 70keV [29]. Nesta faixa de energia, a interação
predominante entre fótons e tecido mole é o espalhamento
Compton, onde o coeficiente linear de atenuação tem forte
dependência com a densidade do tecido. Desta forma, pelo
menos para os tecidos moles, os números de TC estão
intimamente relacionados à densidade do tecido. Para tecidos
menos densos do que a água, o valor de número de TC é
negativo. Um número de TC positivo indica que a densidade
do tecido é maior do que a da água.
Um determinado tecido pode produzir valores
diferentes de números de TC se investigado em diferentes
tomógrafos, visto que os espectros de raios X (tensão e
filtros físicos) e os procedimentos de calibração do sistema
não são semelhantes. Além disso, em um mesmo tomógrafo,
o número de TC de um certo tecido pode variar em função da
localização do tecido dentro da área examinada [50, 51].
Embora haja vários métodos matemáticos para a
reconstrução de imagens de TC, o método da retroprojeção
filtrada é quase que exclusivamente usado. O método de
retroprojeção consiste em superpor os sinais projetados do
perfil de atenuação para trás, ao longo da direção em que os
dados de projeção foram coletados. Na Figura abaixo, é
ilustrada a imagem formada a partir de três das muitas
projeções realizadas na varredura real. É possível observar
uma silhueta borrada do objeto. Com um número muito maior
de projeções, o borrão permanece devido à contribuição dos
prolongamento dos perfis que caem fora da imagem do
detalhe analisado. Para evitar o borrão as projeções são pré-
processadas e submetidas a uma convolução com uma
função filtro, antes da retroprojeção (b). O filtro matemático
também é conhecido por “kernel’’, isto é núcleo. A
convolução produz sinais que contêm componentes positivas
e negativas, que se cancelam na retroprojeção. Há diferentes
filtros matemáticos disponíveis que são selecionadas de
acordo com a pergunta clínica.c) Fase de Apresentação da Imagem
A fase final é a conversão da imagem digital em uma imagem
de vídeo, para que possa ser diretamente observada em um
monitor de TV e, posteriormente documentada em filme. Esta
fase é efetuada por componentes eletrônicos que funcionam
como um conversor (vídeo) digital-analógico. A relação entre
os valores do número de TC do pixel da matriz de
reconstrução para os tons de cinza, ou de brilho, da matriz de
apresentação é estabelecida pela seleção da janela. Os limites
superior e inferior da janela são determinados pelo centro e a
largura da janela,
que definem a faixa
dos números de TC
que é convertida
em tons de cinza da
imagem. Os pixels
que possuem
números de TC
acima do limite superior da janela são mostrados na cor
branca e aqueles cujos números de TC estão abaixo do limite
inferior apresentam-se em preto.
Características da Imagem em TC
As diferenças mais marcantes entre a imagem
médica por radiografia convencional e TC são geradas por
três fontes. A primeira fonte é o algoritmo de reconstrução da
imagem, que envolve as medidas físicas da atenuação dos
raios-X. O processo de cálculo anula o caráter local do erros
e incertezas das medições, que são inevitáveis em qualquer
FOV recon. (mm)
Tamanho da matriz
(256, 512, 1025)
Espe
ssura
 do 
Corte
d
d FOV recon
 Tamanho da matriz
 = ¾¾¾¾¾¾¾¾
Tamanho do Voxel que o Pixel representa
IMAGEM DIGITAL
No TC (UH)
-1.000
3.000
¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾
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ato de medir, e os distribui sobre toda a imagem. Assim, o
ponto em que a distorção na imagem é mostrada não
necessariamente coincide com o ponto do corpo que causou
a distorção. A segunda diferença encontra-se na
discretização, isto é, o coeficiente de atenuação do tecido é
determinado a partir de um número finito de dados. Deste
modo, certas regras devem ser obedecidas, caso contrário
serão produzidas distorções na imagem sem correspondente
na radiografia clássica [63]. A terceira é a imagem digital.
Os principais parâmetros que descrevem fisicamente
a imagem de TC são a resolução espacial de alto contraste
(nitidez de detalhe), a resolução de baixo contraste
(sensibilidade de contraste) e os artefatos de imagem. Além
disso, dois fatores chave interferem na qualidade da imagem
médica e na segurança: o tempo de aquisição de dados e a
dose de irradiação por imagem. Comparada à radiografia
convencional, as imagens por TC apresentam melhor
sensibilidade de contraste (resolução de baixo contraste) ,
maior perda de nitidez de detalhe, além de mais ruído e
artefatos. Quanto ao tempo de aquisição de dados, embora
reduções significativas tenham ocorrido ao longo dos trinta
anos alcançando 0,5 s por revolução do tubo, é maior do que
o tempo de exposição nas radiografias convencionais. As
doses de radiação por exame são ainda sensivelmente
maiores.
a) Sensibilidade de contraste
O grande avanço da qualidade da imagem de TC
sobre a radiografia convencional encontra-se na sensibilidade
de contraste ou resolução de baixo que determina o tamanho
de detalhe que pode ser visivelmente reproduzido ainda que
haja apenas uma pequena diferença na densidade relativa à
área vizinha. Os fatores que contribuem para o alto grau de
sensibilidade de contraste são: a imagem em planos sem a
superposição de outras estruturas fora do plano, a seleção da
janela que controla o contraste e o feixe de raios-X
relativamente estreito que reduz a radiação espalhada.
O principal fator de degradação da sensibilidade de
contraste na imagem de TC é o ruído de natureza estatística.
b) Ruído
O ruído é aquele aspecto granulado observado na
imagem de TC. É resultado da natureza quântica do fótons de
raios-X, que gera uma flutuação estatística local nos números
de TC dos pixels da imagem de uma região homogênea do
corpo. A magnitude do ruído é determinada pelo desvio
padrão dos números de TC sobre a região de interesse (ROI)
em um material homogêneo. A fonte predominante de ruído
é a flutuação do número de fótons de raios X detectados,
portanto depende da eficiência dos detectores e do fluxo de
fótons que atinge o detector. Este último é determinado pela
tensão aplicada ao tubo, pela corrente no tubo, pelo filtro
físico, a espessura do corte, a espessura e composição da
região do corpo em estudo e pelo algoritmo de reconstrução,
principalmente do núcleo de convolução [2].
c) Resolução Espacial
Resolução espacial é a capacidade do sistema de
mostrar detalhes finos de alto contraste, acima de 10% [100].
A resolução espacial pode ser descrita como a menor
distância entre dois objetos pequenos que podem ser
visibilizados na imagem. Na TC encontra-se na faixa de 0,7 mm
a 2,0 mm. Muitos fatores contribuem para a perda de nitidez
e redução da visibilidade de detalhe em TC, alguns
controláveis pelo operador e outros característicos do projeto
do tomógrafo. O fator mais significativo que leva à perda de
nitidez é a espessura do raio da amostra ou a abertura da
amostragem, visto que os detalhes anatômicos que se
encontram dentro da espessura do raio não são distinguíveis
durante o processo de medir. A espessura dos raios é
determinada pela janela do detector, tamanho do ponto focal,
deslocamento do ponto focal durante a medição de um perfil
e o espaçamento entre raios. Outro fator que influi na
resolução espacial é o tamanho do voxel, que depende do
campo de visão, tamanho da matriz e espessura de corte. Os
filtros de reconstrução também contribuem para a resolução
espacial [100].
Deve-se estar ciente de que o menor detalhe que
possa ser detectado em uma imagem de TC não corresponde
necessariamente ao menor detalhe que possa ser visibilizado.
Por exemplo: um detalhe de alto contraste em relação à sua
vizinhança e tamanho menor do que um voxel pode
influenciar no número de TC do pixel (valor médio do
coeficiente linear de atenuação). Ele vai aparecer na imagem
com um contraste relativamente visível em relação aos pixels
adjacentes.
d) Artefatos
Artefato de imagem é qualquer estrutura ou padrão
na imagem que não tem correspondente no objeto em estudo.
Qualquer sistema de imagem apresenta artefatos. Em virtude
do processo de formação da imagem , os artefatos em TC são
bem distintos de outras modalidades de imagem, sendo
identificados pela sua aparência. A familiaridade com tais
artefatos permite ao profissional experiente descontar
subjetivamente a sua presença. Como fontes de artefatos têm-
se [111]:
· movimento do paciente (listras)
· objetos de alta atenuação (listras)
· "aliasing" (listras)
¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾¾
Curso: “Tomografia Computadorizada: Formação da Imagem e Radioproteção” IRD- 2002 7
· endurecimento do feixe (forma de cálice)
· desbalanceamento dos detectores (anéis)
· centralização
· efeito de volume parcial
O ruído estritamente falando não deixa de ser um artefato.
Parâmetros que Afetam a Qualidade
da Imagem em TC
A qualidade da imagem de TC é uma matéria
complexa influenciada por parâmetros relacionados à dose,
por parâmetros relacionados ao processamento da imagem e
por parâmetros clínicos.
A - Parâmetros Relacionados à Dose de Radiação
a) Fatores de Exposição
Os fatores de exposição relacionados à dose de
radiação para o paciente são os seguintes: tensão aplicada ao
tubo de raios-X (kV), corrente no tubo de raios-X (mA) e
tempo de exposição (s), os quais afetam tanto a qualidade de
imagem como a dose de radiação para o paciente. Em geral,
podem ser selecionados de um a três valores de tensão
aplicados ao tubo na faixa entre 100 a 140 kV. O valor
selecionado da tensão deve contemplar a composição e a
espessura da região a ser analisada e o contraste desejado.
Uma vez fixadas a tensãodo tubo e a espessura de corte, a
qualidade da imagem vai depender da exposição radiográfica,
produto da corrente no tubo de raios-X e tempo de exposição,
expresso em mAs. O valor absoluto do mAs necessário para
uma certa imagem dependerá do filtro físico, dos detectores
e da distância foco-detectores. Para um determinado modelo,
aumentando-se a exposição melhora-se a resolução de baixo
contraste devido à redução do ruído, porém, por outro lado,
aumenta-se a dose do paciente.
A qualidade de imagem consistente com as
indicações clínicas deve ser atingida com a menor dose
possível para o paciente. Nos casos em que o baixo ruído da
imagem é crucial na obteção da informação, são aceitáveis
doses mais altas para o paciente.
Apenas os tomógrafos mais modernos permitem a
seleção de tempo de revolução do tubo de raios-X. O tempo
de exposição, durante a aquisição de dados, influencia a
qualidade da imagem no tocante aos artefatos devido ao
movimento do paciente, quer voluntário , quer involuntário.
Tempos mais longos requerem maior cooperação do paciente.
Outra vantagem da aplicação de tempos mais curtos é a
possibilidade de estudos dinâmicos e o acompanhamento
cinético do meio de contraste.
b) Espessura de Corte
A espessura nominal do corte, entre 1 a 10 mm, é
selecionada de acordo com o tamanho da estrutura ou da
lesão que se deseja estudar. Contudo, deve-se estar atento às
implicações da espessura de corte na qualidade de imagem e
na dose de radiação para o paciente. Quanto mais larga é a
espessura de corte, menor será o ruído e melhor a resolução
de baixo contraste. Entretanto, a imagem estará mais sujeita à
presença de artefatos de volume parcial. Por outro lado, as
imagens de cortes mais finos apresentam melhor resolução
espacial. Se a espessura do corte é muito fina , entre 1 e 2 mm,
as imagens podem ser afetadas de modo significativo pelo
ruído. Para a TC helicoidal, a espessura nominal representa a
espessura efetiva do feixe de radiação no eixo de rotação e a
espessura da imagem do corte vai depender do algoritmo de
interpolação selecionado para a reconstrução da imagem.
c) Incremento de Mesa
Na TC seriada, a separação entre cortes, irradiado e
de imagem, é definida como o incremento da mesa menos a
espessura nominal do corte, que são os parâmetros
selecionáveis. Nos estudos clínicos, a separação entre cortes
encontra-se na faixa de 0 a 10 mm se os cortes não são
superpostos. Valores negativos significam que os cortes são
superpostos. O espaçamento entre cortes não influencia as
características da imagem de um único corte. Deve-se ter o
cuidado de não deixar de visibilizar as lesões que caem no
intervalo entre os cortes. O intervalo entre cortes não deve
exceder a metade do diâmetro das lesões suspeitas. Cortes
bem separados são utilizados nos estudos dos sinais de
doenças distribuídos em todo o tecido. Os cortes seriados
superpostos são utéis nas reconstruções multiplanares ou
tridimensionais, diminuindo a aparência de degrau.
Para um dado volume de investigação, quanto
menor é a separação entre cortes maior será a dose local e a
dose integral para o paciente. O aumento na dose local é em
razão da superposição dos perfis de dose de cortes
adjacentes. Já o que causa o aumento na dose integral é o
aumento do volume de tecido diretamente irradiado, como
indicado pelo fator de empacotamento.
d) Passo ou Fator de Passo
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Curso: “Tomografia Computadorizada: Formação da Imagem e Radioproteção” IRD- 2002 8
Na TC helicoidal a separação entre cortes, durante
a fase de exposição, é dada pelo passo. O passo é definido
como a razão entre o deslocamento da mesa durante uma
rotação completa do tubo e a espessura nominal de corte.
Alguns fabricantes empregam o termo fator de passo, que é
o vocábulo que melhor o define, visto que o passo de uma
hélice se refere à distância entre dois pontos, cujos ângulos
polares é 22p. Na prática médica, seleciona-se o fator de
passo com os valores entre 1 e 2. Valores menores do que 1
significam que os cortes irradiados são sobrepostos. Em
termos de dose e imagem, a maioria dos parâmetros da
imagem são equivalentes se a região é investigada pela TC
seriada contígua ou a TC helicoidal com passo = 1[57]. Para
passo maior do que 1, a dose de radiação é reduzida se
comparada com a varredura contígua em série, assim como a
resolução de baixo contraste da imagem. O similar na
varredura helicoidal seriam cortes não contíguos. Neste caso,
na varredura helicoidal não há perda de registro das
estruturas, o que ocorre no intervalo de separação entre os
cortes na TC convencional. Se as imagens dos cortes são
reconstruídas em intervalos iguais à espessura nominal de
corte e o fator de passo na aquisição é maior do que 1,5,
haverá perda significativa na resolução de baixo contraste da
imagem final [109].
e) Inclinação do “Gantry”
A inclinação do “gantry” é definida como o ângulo
entre o plano vertical e o plano formado pelo tubo de raios-X,
o feixe de raios-X e o conjunto de elementos de detecção. O
gantry, normalmente, permite inclinação de –25o a +25o Um
ângulo diferente de zero pode ser apropriado para reduzir ou
eliminar artefatos ou reduzir a dose de radiação em órgãos ou
tecidos radiosensíveis.
f) Volume de Investigação
O volume de investigação é o volume de imagem
definido pelo início e pelo fim da região estudada. Deve-se
cobrir todas as regiões que tenham possibilidade de
apresentar sinais de doenças para a indicação do exame.
Considerando que todos os outros parâmetros permaneçam
fixos, quanto maior o volume de investigação maior será a
dose para o paciente.
B - Parâmetros de Reconstrução e Apresentação da
Imagem
a) Campo de Visão (FOV)
O campo de visão (FOV) é definido como o diâmetro
máximo na imagem reconstruída e abrange a faixa de 12 a 50
cm. Escolher um FOV pequeno significa reduzir o tamanho do
“voxel”, uma vez que se utiliza toda a matriz de reconstrução
para uma região menor do que no caso de um FOV mais
extenso. Isto traz a vantagem de melhorar a resolução espacial
da imagem. Ao se selecionar o FOV deve ser ponderado se
todas as regiões com possíveis sinais de doença foram
incluídas. O FOV muito pequeno pode excluir sinais
relevantes da doença.
b) Algoritmo Matemático
O algoritmo de reconstrução é composto de instruções
matemáticas para o cálculo da imagem e as etapas principais
são a convolução dos perfis de atenuação e, posteriormente,
a retroprojeção. O aspecto e as características da imagem de
TC são fortemente dependentes do algoritmo selecionado,
especificado pelo núcleo ou filtro de convolução. O algoritmo
de reconstrução é selecionado conforme a indicação clínica
e a área em estudo. Os algoritmos padrões ou de tecidos
moles são os apropriados para a maioria dos exames. Existem
outros tipos de algoritmos: alguns intensificam as bordas
melhorando a resolução espacial, apropriados para exibir a
imagem detalhada do tecido ósseo e do parênquima
pulmonar; outros suavizam a imagem, diminuindo o ruído,
levando, entretanto, a perda de nitidez.
c) Algoritmo de Interpolação
Para a reconstrução de imagens a partir da aquisição
de dados em helicoidal, há dois tipos de interpolações
básicas. Elas usam perfis de atenuação tomadas a meia
rotação (180o) ou em uma rotação completa (360 o) do tubo
nos dois lados do plano que se deseja a imagem. São
indicados por termos claros como: >interpolação linear 180�=
(IL 180 ), ou >interpolação linear 360 o = (IL 360) por alguns
fabricantes. Outros fabricantes empregam uma terminologia
própria como >slim= ou >wide=, ou >interpolação 1= e
>interpolação 2=. Além desses dois tipos básicos de
interpolação linear, vários sistemas possuem outros tipos de
interpolações. Algumas vezes elas são utilizadas como
padrão [24]. A interpolação linear 360 o que não é o padrão
mais freqüente,dá origem a uma imagem do corte
significantemente mais larga do que a correspondente
Varredura convencional Varreduras helicoidais
Passo = 1
d= T
Passo = 1,5
d= 1,5 T
Passo = 2
d= 2 T
Distância percorrida pela mesa durante uma rotação do tubo de 360 ° (d)
Espessura nominal do corte (T)
Passo = —————————————————————————————————
T T
d d
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Curso: “Tomografia Computadorizada: Formação da Imagem e Radioproteção” IRD- 2002 9
varredura axial padrão usando o mesmo colimador de
espessura de corte.
d) Algoritmos de Endurecimento de Feixe de
Correção de Movimento
A reconstrução das imagens pode ainda incorporar
outras funções tais como: algoritmos de endurecimento de
feixe para as investigações da cabeça, ombro ou pelve e
algoritmo de correção de movimento para as varreduras de
tronco. Elas são incorporadas como características padrão,
ou são fornecidas como opções de acordo com a preferência
do usuário.
e) Tamanho da Matriz de Reconstrução
A matriz de reconstrução é o arranjo de linhas e
colunas de pixels da imagem reconstruída, tipicamente 512 x
512 e 1024 x 1024. Os tomógrafos mais antigos apresentam
matriz de reconstrução de menor tamanho.
Observação: Se os dados brutos de aquisição são
armazenados e o processo de reconstrução
posteriormente executado, diferentes características da
imagem podem ser obtidas sem a irradiação adicional do
paciente. Por exemplo: se se deseja analisar os tecidos
moles e os detalhes das estruturas ósseas, os dados
brutos são chamados à memória do computador, realizada
a reconstrução com o algoritmo matemático padrão e,
depois, imagens são reconstruídas com o algoritmo de
intensificaçao de bordas. Esta prática de armazenar todos
os dados brutos para depois realizar os processamentos
matemáticos não faz parte da rotina, visto que eles
ocupam muito espaço em disco ou memória.
f) Ajuste da Janela de Apresentação
Uma janela é caracterizada pela sua largura e o seu centro da
janela, expressos em UH. A largura de janela é definida como
a faixa de números de TC que é convertida em tons de cinza.
De modo geral, para reproduzir uma faixa ampla de tecidos é
apropriada uma janela mais larga. Janelas mais estreitas são
mais convenientes para mostrar tecidos específicos. A
posição da janela é definida como o valor do centro da janela
usada para exibir o tom de cinza médio, de modo que o
observador seleciona-a de acordo com as características de
atenuação da estrutura de interesse.
O ajuste correto da janela é também fundamental na
análise das formas das estruturas. Por causa dos artefatos de
volume parcial, o número de TC da borda entre duas
estruturas contíguas é igual a um valor intermediário entre o
valor do número de TC de cada estrutura. Isso dá uma
impressão ótica de uma sombra acizentada no limite das
superfícies. A resolução espacial da forma das estruturas
pode ser aperfeiçoada ajustando-se a janela de modo que as
estruturas fiquem melhor visibilizadas. Janelas muito estreitas
minimizam o efeito de penumbra e melhoram oticamente a
estrutura em estudo [111].
Pelo que foi mostrado acima, o centro e a largura da
janela determinam o contraste da imagem e o tamanho das
estruturas na imagem.
g) Filtros pós-Processamento
Em adição aos principais algoritmos de reconstrução
que são aplicados aos dados iniciais de atenuação (dados
brutos), muitos tomógrafos oferecem filtros pós-
processamento que podem ser aplicados para suavizar ou
intensificar a imagem final na tela do monitor. Há uma larga
variedade de tipos desses filtros.
h) Fator de “zoom”
A imagem digital permite o uso do recurso de
“zoom” para magnificar a imagem de um setor do campo
investigado. Os valores dos pixels relativos àquele setor são
redistribuídos, por interpolação, por toda matriz de
apresentação. O “zoom” auxilia a análise de detalhes da
imagem, acarretando, porém, a perda de nitidez.
C - Pârametros Clínicos
O tamanho e a composição do paciente afetam os
C
No TC
A
W
W
W
B
A B CCentro da Janela Constante
No TC
A
W
L
W
L
W
L
B C
Largura da Janela Constante
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Curso: “Tomografia Computadorizada: Formação da Imagem e Radioproteção” IRD- 2002 10
aspectos característicos da imagem tomográfica. Para uma
dada exposição, as imagens de um paciente de grande porte
apresentam mais ruído do que as imagens de pacientes de
menor porte. Então, espera-se que aumentando a dose de
radiação poder-se-á ter uma imagem melhor. Ocorre que a
grande quantidade de tecido adiposo em pacientes obesos
produz melhor delineação das estruturas do que ocorre com
pacientes não obesos. Assim, a qualidade da imagem para o
diagnóstico pode ser adequada, embora com mais ruído.
Portanto, aumentar a dose de radiação para pacientes obesos
não é regra geral. Por outro lado, pode não ser adequada a
redução de dose em pacientes caquéticos, em razão da falta
inerente de contraste do corpo [54]. As etapas de preparo do
exame também concorrem para o sucesso da investigação. O
paciente deve ser orientado a cooperar o máximo possível
durante o procedimento. Em geral, o paciente deve
permanecer em supino. Um posicionamento especial pode ser
útil para reduzir os artefatos ou minimizar a exposição em
órgãos ou tecido mais radiosensíveis.
O paciente deve permanecer o mais imobilizado
possível. As fontes principais de artefatos de movimentos
involuntários do paciente são: respiração, atividade
cardiovascular, peristalse e engasgo. Os artefatos ficam
reduzidos diminuindo-se o tempo de aquisição de dados.
Em exames de TC na região pelvi-abdominal, deve
ser prescrita a administração de meio de contrate oral em
intervalos de tempo e em dosagem apropriada à indicação
para opacificar as cavidades. A administração de meio de
contraste via retal pode ser necessária em alguns exames da
pelve. Em alguns exames ginecológicos, utiliza-se o tampão
vaginal.
A administração de meio de contraste intravenoso
é necessária em alguns estudos e deve ser aplicada de forma
apropriada à indicação clínica, levando-se em consideração os
fatores de risco [82]. Se for administrado meio de contraste
intravenoso, o paciente deve fazer o exame em jejum, exceto
de líquidos.
Os órgãos radiosensíveis devem ser protegidos
sempre que possível, isto quando estiverem fora do campo de
imagem, de 10 a 15 cm do volume de investigação. O protetor
de gônadas masculino tem se mostrado eficaz. O mesmo não
ocorre com os protetores das gônadas femininas [10, 86].
Uma radiografia de projeção de cortes é necessária
para definir o volume de varredura.
Grandezas Dosimétricas Usadas Em TC
Na TC a fonte de irradiação em movimento rotacional
produz, no interior da seção do corpo no
paciente,distribuição de dose absorvida mais uniforme que a
dos outros procedimentos da Radiologia Convencional onde
a irradiação é unidirecional [39, 63]. Os parâmetros de
exposição influenciam o valor da dose. Já a distribuição
espacial relativa da dose absorvida depende dos parâmetros
geométricos da unidade, tais como o ângulo de abertura,
distância foco-centro de rotação e, fundamentalmente, da
forma e composição do filtro moldado [17, 50, 51].
Por outro lado, o feixe de radiação em TC sendo
muito fino, e a fonte de raios-X estando em movimento
durante a exposição não permitem o uso dos instrumentos
para medir radiação do mesmo modo que na Radiografia
Convencional. Existe um grande número de grandezas
propostas para a descrição do campo de radiação e a dose no
paciente em TC [7,8, 17, 23, 24, 65, 70, 72, 88, 91, 93 ].
 Em 1981, dois descritores de dose foram
introduzidos pelo FDA [93]: o índice de dose em tomografia
computadorizada (CTDI) e a dose média em múltiplos cortes
(MSAD). Eles deram origem às formas mais difundidasde
descrição da dose. Vale ressaltar que, no começo dos anos
80, o único modo de varredura existente era a varredura
seriada, ou seja, corte a corte.
O CTDI é definido como a razão entre a integral do
perfil de dose em um único corte (D1(z)) ao longo de uma
linha infinita perpendicular ao plano tomográfico e o produto
da espessura nominal de corte (T) pelo número de cortes
irradiados por varredura (n), ou seja:
A largura do perfil de dose absorvida, mesmo no ar,
é maior do que a espessura nominal de corte. Esta
discrepância é mais acentuada quando se trata de varredura
de cortes finos [24, 32, 47, 75, 88]. O valor estimado de CTDI
representa o valor da dose em um elemento de volume 
devido à exposição de um único corte como se toda a dose
absorvida do perfil fosse homogeneamente concentrada em
um elemento de volume de tamanho igual a um elemento de
seção de área e espessura igual à espessura nominal de corte.
O CTDI pode ser estimado no ar (CTDIar , com pouca
contribuição de radiação espalhada), e no simulador (com a
contribuição de radiação espalhada).
ò
¥
¥-
= dzzD
nT
CTDI )(
1
1
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Curso: “Tomografia Computadorizada: Formação da Imagem e Radioproteção” IRD- 2002 11
A MSAD é um descritor de dose local, definida para
múltiplos cortes, de espessura nominal T e com separação (I)
constante, como a dose média na seção efetiva do corte
central ao longo de uma distância entre dois cortes
consecutivos (I), ou seja
Se o número de cortes é suficientemente grande, por
exemplo 14 cortes [77], a contribuição da irradiação dos cortes
mais longínquo no corte central é desprezível , portanto:
Nos casos dos cortes serem contíguos, tem-se:
Da própria definição, a MSAD só é possível ser
estimada em um simulador padrão. O FDA também definiu
que os simuladores padrão seriam de cabeça e de tronco [30].
A MSAD é a grandeza recomendada pela American
Association of Physicists in Medicine (AAPM) para os
testes de aceitação [2]. Foi também a grandeza básica em dois
levantamentos de dose em exames de TC de crânio nos
Estados Unidos. No primeiro, as estimativas foram realizadas
na periferia do simulador [71], a 1 cm da borda e no segundo
levantamento com as medidas no centro do simulador [18]. Os
protocolos de medir, nos dois casos, estabeleciam a
estimativa de CTDI, isto é, medições de dose durante a
exposição de varredura de um único corte e a estimativa de
MSAD usando as mesmas suposições que as utilizadas para
o estabelecimento das equações B.3 ou B.4.
O FDA adotou uma definição particular para o
CTDI, o CTDIFDA [30], para os testes de conformidade nos
tomógrafos comercializados nos Estados Unidos. O CTDIFDA
envolve a integração de D1(z) sobre um intervalo equivalente
a 14 vezes a espessura nominal do corte, em um simulador
padrão (cabeça ou tronco). Ele é expresso em termos da dose
absorvida no PMMA. O intervalo escolhido se deu,
provavelmente, pelo fato já aceito pelos especialistas de que
14 cortes seriam suficientes para estabelecer uma relação
direta entre CTDI e MSAD. Como todos os fabricantes que
comercializam tomógrafos nos Estados Unidos foram
obrigados a reportarem os valores de CTDIFDA para todos os
 modos de operação, no centro do simulador e na periferia a
1 cm das bordas, foi gerada uma base de dados de dosimetria
de TC. Esta grandeza, CTDIFDA, no entanto, não é prática de
se medir porque o intervalo de integração varia com a
espessura nominal de corte. Na realidade, o modo mais
prático para fazer medidas para estimar CTDI é utilizar uma
câmara de ionização do tipo lápis, de comprimento sensível
de 100 mm, projetada especialmente para TC [104]. Medida
deste modo e com o intervalo de integração de 100 mm, a
grandeza é denominada de CTDI100 .
De modo a simplificar os procedimentos de medir
CTDIFDA e, ao mesmo tempo, permitir uma comparação entre
os resultados de medições de dose nas diferentes versões de
CTDI, foram determinados fatores de conversão entre
CTDI100,PMMA (intervalo de integração de 100mm , medido e
expresso no PPMA) e CTDIFDA para as diferentes espessuras
de corte, simuladores (cabeça ou tronco) e posições dentro
do simulado [24, 62].
 O CTDIar é uma grandeza relacionada com o
rendimento do tubo de raios-X do tomógrafo e é adequada 
para os testes de constância. Foi a grandeza básica de medida
da radiação nos levantamentos da prática de TC nos países
da Europa [16, 33, 49, 83, 95, 97]. Por si só, o CTDIar não é um
bom indicador para fazer comparações entre os níveis de
radiação devido a técnicas de exames entre diferentes
modelos ou serviços. Do mesmo modo, não serve como
indicador do risco de radiação. A relação entre CTDIar e a
dose efetiva, a grandeza de radioproteção relacionada ao
risco devido à radiação, varia de um fator de até 3 entre os
diferentes modelos de tomógrafos [17, 97]. Estas diferenças
são causadas pelos projetos dos tomógrafos que empregam
diferentes desenhos e materiais de filtro moldado. Contudo,
o CTDIar é a grandeza operacional fundamental na dosimetria
do paciente. A dose efetiva para um determinado protocolo
de técnica radiográfica pode ser calculada a partir da medida
de CTDIar e a utilização dos coeficientes de conversão para as
doses em órgãos. Estes coeficientes são determinados para
cada modelo de tomógrafos, usando a técnica de Monte Carlo
e um simulador matemático antropomórfico [52, 115].
Quando as medidas de radiação são realizadas ao ar
livre, CTDI100,ar, o comprimento da câmara de ionização é
suficiente para abranger todo o perfil de dose para as
espessuras de corte típicas das empregadas na clínica.
Porém, se as medições são realizadas em simuladores
dosimétricos, a radiação espalhada no seu interior modifica
o formato da função perfil de dose, alargando-o de muitas
úû
ù
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é
=
I
T
CTDIMSAD .
CTDIMSAD =
idealCTDIdzzD
T
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Descritores de Dose - CTDI
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Curso: “Tomografia Computadorizada: Formação da Imagem e Radioproteção” IRD- 2002 12
vezes o valor da espessura nominal do corte. Neste caso, o
intervalo de 100 mm passa a ser insuficiente para cobrir todo
o perfil axial de dose dentro do simulador para cortes mais
espessos.
A razão entre os valores de CTDIFDA e de CTDI 100
estimados no centro e a 1 cm da borda dos simuladores varia
de até 4 vezes [17], entre os vários modelos de tomógrafos,
 devido à influência dos filtros moldados na distribuição de
dose no interior dos simuladores [17, 51]. Portanto, medir a
radiação em apenas um ponto não caracteriza as diferenças na
distribiuição de dose entre os diferentes modelos de
tomógráfos.
Leitz e colaboradores [65] propuseram uma grandeza
prática como indicadora de dose média em um único corte, o
Índice Ponderado de Dose em Tomografia Computadorizada,
 CTDIw. Presumindo que a dose no simulador diminui
linearmente na direção radial, no sentido da superfície ao
centro, eles definiram CTDIw como:
CTDIw = 1/3 CTDI100,C + 2/3 CTDI100, P
onde, CTDI100,c representa a medida realizada no centro e
CTDI100,p representa a média das medidas em quatro pontos
diferentes em torno da periferia do simulador.
PRINCÍPIOS DE RADIOPROTEÇÃO E
CRITÉRIOS DE QUALIDADE EM TC
1 Princípios Básicos de Radioproteção para Aplicações
Médicas
Os dois princípios básicos de Radioproteção
recomendados pela Comissão Internacional de Proteção
Radiológica (ICRP) para as exposições médicas, são: a
justificação da prática e a otimização da radioproteção,
incluindo as considerações de níveis de dose de referência
paraRadiodiagnóstico [41, 42, 43]. A ênfase é manter a dose
para o paciente o mais baixa quanto razoavelmente exeqüível
(princípio ALARA), compatível com os padrões aceitáveis de
qualidade de imagem. Esses princípios foram adotados no
Regulamento Técnico do Ministério da Saúde “Diretrizes de
Proteção Radiológica em Radiodiagnóstico Médico e
Odontológico” [73].
1.1 Justificação da Prática
O primeiro passo para a radioproteção é a
justificação da prática, que na Radiologia está intimamente
ligada ao grau de informação que pode ser extraído do
estudo. A investigação radiológica só é justificável se houver
uma indicação clínica válida.
Como qualquer método que envolve radiação
ionizante, ao ser solicitado um exame de TC é necessário
ponderar se o resultado desejado pode ser conseguido por
outros métodos acessíveis e com um menor risco associado.
Em muitos casos, as imagens por ultra-som (US) e
ressonância magnética (RM) apresentam-se como métodos
alternativos à TC [22].
O valor alto da dose de radiação em TC exige
cuidado especial na solicitação do exame em mulheres
grávidas e crianças. Do mesmo modo, cuidados especiais
devem ser tomados quando órgãos ou tecidos mais
radiosensíveis são expostos. Os critérios de autorização de
uma solicitação de exame, nestes casos, devem ser mais
restringentes.
A seleção da técnica de imagem mais adequada à
questão clínica é, muitas vezes, tarefa não trivial frente à
rápida evolução dos métodos de imagem. A Organização
Mundial de Saúde (OMS) [113, 114] e o Royal College of
Radiology [90] têm publicado guias de orientação para
médicos solicitantes. Com isso, procuram evitar custos
supérfluos para a saúde, irradiações desnecessárias aos
pacientes e desgaste emocional dos pacientes e seus
familiares.
Os regulamentos técnicos, por exemplo o da
Inglaterra, exigem que um profissional qualificado, o médico
radiologista, aprove a necessidade do exame de TC, em razão
das altas doses de radiação envolvidas. Com isto, ele assume
toda a responsabilidade clínica do exame [89]. Nesta
estrutura, o médico radiologista e o médico solicitante devem
trabalhar em estreito contato a fim de estabelecer o
procedimento mais apropriado para o paciente. No Brasil, a
responsabilidade das vantagens, limitações ou proibições da
prática radiológica e dos riscos de radiação associados ao
procedimento recaem sobre o médico que prescreve ou
solicita o exame [73] e sobre o médico radiologista que realiza
ou orienta o exame.
1.2 Otimização da Radioproteção
Justificada a solicitação do exame, o próximo passo
da radioproteção é otimizar o processo da imagem, isto é,
obter a informação clínica com a menor dose possível.
Em relação à dose de radiação, a ICRP tem
estimulado a aplicação de níveis de referência para exames de
Radiodiagnóstico como subsídio à otimização da
radioproteção nas exposições. Os níveis de referência para o
Radiodiagnóstico servem como o limiar para desencadear uma
investigação quando a dose de radiação estiver acima da
situação ótima e forem urgentes as ações de redução de dose.
Permitem, também, comparar as técnicas de exames realizados
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Curso: “Tomografia Computadorizada: Formação da Imagem e Radioproteção” IRD- 2002 13
em diferentes serviços e em diferentes modelos de
equipamentos. Os níveis de referência para Radiodiagnóstico
auxiliam apenas a identificação da prática inadequada, não
sendo bons indicadores do desempenho satisfatório da
imagem. Eles podem ser estabelecidos com base em
levantamentos de dose em larga escala, levando em conta a
variação de desempenho entre os diferentes serviços e
clínicas [40]. Esta abordagem foi aplicada com sucesso, na
Inglaterra, para os exames mais freqüentes de radiografia
convencional. Para cada tipo de exame, o valor do nível de
referência foi estabelecido pragmaticamente como o valor do
terceiro quartil da distribuição das doses médias de amostras
representativas de pacientes de cada serviço [89, 99]. Os
serviços com doses acima do terceiro quartil foram
encorajados a investigar as causas e se ajustarem à boa
prática.
A informação clínica abrange duas fases: qualidade
da imagem e qualidade da interpretação clínica. Mesmo após
um século da utilização de procedimentos radiológicos, é
quase impossível definir de modo claro e sem equívocos a
qualidade da imagem radiológica.
Como o desempenho dos equipamentos é
componente importante na cadeia da formação da imagem e
a metodologia dos testes para verificação e constância dos
aspectos técnicos e físicos já estão estabelecidos, muitas
vezes as estratégias de otimização restringem-se ao programa
de controle de qualidade do equipamento [21 ,106].
Stender e Stieve [102], em 1984, propuseram 
abordagem abrangente para avaliação da boa prática de
imagem diagnóstica. Eles sistematizaram uma base para
estabelecer critérios de qualidade para exames radiográficos,
com os requisitos físicos, técnicos e clínicos e apresentaram
os primeiros critérios da qualidade para alguns exames
radiográficos [102,103].
O conceito de critérios da qualidade interligando os
aspectos da qualidade diagnóstica da imagem, dose de
radiação ao paciente e técnica de boa prática foi reconhecido
pelo Grupo de Radioproteção da CE que os adotou como
base para uma infra-estrutura operacional de proteção
radiológica [92]. As orientações referentes aos critérios da
qualidade fornecem um apoio para a interpretação correta da
imagem.
Um processo coerente para o estabelecimento dos
valores dos níveis de referência para Radiodiagnóstico foi
apresentado por Moores [74]. A seqüência proposta é: a
partir do consenso dos requisitos mínimos da imagem clínica,
procuram-se os parâmetros da técnica que produzam essas
imagens, seleciona-se a que é adequada à rotina,
considerando as alterações decorrentes das diferenças de
tamanho entre pacientes e o nível de dose. O valor do nível
de dose de referência é então estabelecido.
2 Critérios da Qualidade
Em 1984, na CE, teve início a formação de grupos de
trabalhos para estabelecer diretrizes para a implantação de
critérios da qualidade em várias aplicações da Radiologia [92].
O primeiro documento publicado foi na área de radiografia
convencional para adultos [26]. Logo após foram
apresentados critérios da qualidade para a radiografia
convencional pediátrica [27] e mais recentemente para TC em
pacientes adultos [28]. Estão em andamento os grupos de
estudos para TC pediátrica e para os procedimentos
radiológicos intervencionistas. Têm sido realizados
levantamentos cobrindo toda a Europa para verificar se os
critérios propostos são adequados, compreensíveis e
exeqüíveis. Ao mesmo tempo, tais levantamentos fornecem
informações sobre o grau de desempenho das imagens
médicas no continente. Os resultados também têm sido úteis
para a revisão dos critérios da qualidade. Até o momento já
foram realizados dois levantamentos sobre a técnica de
radiografia convencional em adultos [68, 69] e um sobre TC
[48, 53]. O Brasil participou de um desses levantamentos de
radiografia convencional realizado em 1991 [68]. Os critérios
da qualidade para o exame mamográfico foram incorporados
à metodologia do Programa de Certificação do CBR em
Mamografia [61].
2.1 O Documento EUR 16262 - Critérios da Qualidade em
Tomografia Computadorizada
O Documento EUR 16262 [28] apresenta as diretrizes da CE
para os critérios da qualidade em TC. O objetivo do
documento é direcionar a prática da TC no sentido de se
obter imagens de qualidade aceitável em todos os países da
Europa com dose de radiação, por exame, razoavelmente
baixa. Ele se destina aos profissionais técnicos e médicos
envolvidos na realização do exame, aos que projetam
tomógrafos computadorizados e acessórios, aos que fazem
manutenção dos equipamentos, aos que especificam e
compram equipamentos e às autoridades sanitárias.O Documento apresenta os critérios da qualidade para seis
grupos de exames de TC: crânio, face e pescoço, coluna,
tórax, abdome e pelve, ossos e juntas. Cada grupo de exames
é subdividido nos exames mais freqüentes de órgãos
específicos ou de partes do corpo:
Grupo Exames
Crânio: geral do cérebro e base do crânio
Face e pescoço: face e seios da face, osso petroso, órbitas, sela
túrcica e hipófise, glândulas salivares (parótida e
submandibular), faringe e laringe.
Coluna: estruturas vertebrais e para vertebrais, segmento
lombar da coluna (herniação discal) e medula
óssea.
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Curso: “Tomografia Computadorizada: Formação da Imagem e Radioproteção” IRD- 2002 14
Grupo Exames
Tórax: tórax geral, tórax vasos do mediastino e tórax alta
resolução
Abdome e pelve: abdome geral, fígado e baço, rins, pâncreas,
glândulas adrenais, e pelve geral.
Ossos e juntas: ossos da pelve e ossos do ombro
Os critérios da qualidade são aplicáveis a pacientes
adultos de aproximadamente 70 kg e 1,70 m de altura, com
indicações comuns à técnica de TC.
O Documento EUR 16262 deixa bem claro que esses
critérios não são aplicáveis a todos os casos. Para certas
indicações clínicas, imagens de qualidade inferior são
aceitáveis. Neste caso, a dose de radiação para o paciente
deveria ser mais baixa.
As recomendações para cada exame são
organizadas em: etapas preparatórias do exame, requisitos
para o diagnóstico especificando os critérios anatômicos,
critérios de dose de radiação para o paciente, exemplos de
técnica para uma boa imagem, e condições clínicas que
afetam a qualidade da imagem.
a) Etapas Preparatórias do Exame
As etapas preparatórias visam garantir a justificativa e o
controle do exame, compreendendo: indicação do exame
acompanhado dos exames anteriores, preparo do paciente e
radiografia de planejamento dos cortes.
b) Requisitos para o Diagnóstico
A qualidade da imagem de TC é fundamental para o
diagnóstico correto. Para garantí-la, é necessário um controle
físico da qualidade e um método para avaliar a qualidade da
imagem para o diagnóstico. Assim, os requisitos para o
diagnóstico são apresentados como os critérios anatômicos
da imagem e os critérios físicos da imagem
Os critérios anatômicos da imagem são os requisitos
que devem ser atendidos quando são propostas questões
clínicas específicas a fim de auxiliar o diagnóstico. Eles levam
em conta a visibilidade de estruturas anatômicas importantes
que devem estar presentes na área em estudo e o contraste
entre os diferentes tecidos de interesse em função da sua
relação com a manifestação radiográfica de uma doença,
disfunção ou trauma. Se essas marcas anatômicas e o
contraste entre os tecidos são bem visíveis em uma imagem
tomográfica, então a imagem será capaz de apresentar os
sinais da doença, quando presentes.
Os requisitos para o diagnóstico distinguem três
graus de visibilidade. Como até o momento não existem
definições internacionalmente aceitas quanto aos termos que
descrevam tais graus de visibilidade, adotou-se a
terminologia:
A- Visualização: Órgãos e estruturas são detectáveis no volume
investigado.
B- Reprodução crítica: Os detalhes das estruturas para a indicação
específica são discriminados em um grau
essencial para o diagnóstico. Estão incluídos
os termos:
B.1 - Reprodução: Detalhes de estruturas anatômicas são visíveis,
embora não estejam necessariamente bem
definidos; detalhes emergentes; indícios
B.2 - Reprodução
visualmente precisa:
Os detalhes anatômicos estão claramente
definidos; detalhes evidentes.
Os parâmetros físicos da imagem são mensuráveis
por meio de simuladores e incluem ruído, resolução de baixo
contraste, resolução espacial, linearidade, homogeneidade e
estabilidade dos números de TC e perfil de sensibilidade de
corte. Os testes de rotina para avaliar a constância do
desempenho são especificados para os critérios físicos da
imagem, fazendo parte, portanto do programa de controle de
qualidade do tomógrafo que os serviços devem implementar
[16, 73] a fim de garantir seu desempenho com qualidade
satisfatória.
c) Critérios de Dose de Radiação para o Paciente
Quanto aos Critérios de Dose de Radiação para o
Paciente, as diretrizes propõem dois descritores de dose: o
índice ponderado de dose de TC (CTDIw) e o produto dose-
comprimento (DLP):
CTDIw é aproximadamente a dose média sobre um único
corte, medido em um simulador padrão dosimétrico de cabeça
(h) ou simulador padrão de tronco (b), expressos em termos
de dose absorvida no ar (mGy). Os simuladores padrões
dosimétricos são adotados pela International Electrotechnical
Comission (IEC) [45].
O CTDIw é definido como:
CTDIw = 1/3 CTDI100,C + 2/3 CTDI100, P
onde CTDI100,c representa o índice de dose em tomografia
computadorizada medido no centro do simulador com uma
câmara de ionização de 100 mm de comprimento ativo e
CTDI100,p representa a média das medições nas mesmas
condições, porém realizadas em quatro pontos diferentes em
torno da periferia do simulador.
A estimativa de CTDIw fornece um controle da
técnica de exposição, em especial do ajuste do mAs.
DLP: também avaliado em simulador padrão dosimétrico de
cabeça ou de tronco, é expresso em termos de dose absorvida
no ar - comprimento (mGy cm). A monitoração do DLP
fornece o controle do volume de irradiação e a dose total de
um exame.
O produto dose-comprimento para um exame
completo:
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Curso: “Tomografia Computadorizada: Formação da Imagem e Radioproteção” IRD- 2002 15
DLP = Si nCTDIw x C x N x T (mGy cm)
onde i representa uma seqüência de corte do exame que
compõe parte do exame e N é o número de cortes, cada um de
espessura T (cm), nCTDIw é CTDIw normalizado pela exposição
radiográfica (mAs) e C exposição radiográfica em mAs
utilizada na seqüência.
No caso de varredura helicoidal, o produto dose-
comprimento é:
DLP = Si nCTDIw x Tx A x t (mGy cm)
onde i é cada seqüência helicoidal que compõe um exame, T
é a espessura nominal do corte irradiado (cm), A é a corrente
do tubo (mA) e t é o tempo total de aquisição (s) para a
seqüência. O valor do nCTDIw é determinado para um único
corte como em uma varredura serial.
A monitoração de DLP fornece o controle do
volume de irradiação e a exposição total de um exame.
O CTDIw e o DLP formam a base das grandezas que
expressariam os níveis de dose de referência para a TC . No
Brasil, o descritor dose média em múltiplos cortes (MSAD) foi
adotado para expressar o nível de referência em TC [73] [108],
seguindo as recomendações do Basic Safety Standard (BSS)
da Agência Internacional de Energia Atômica (IAEA) [40]. As
definições e detalhes desses descritores de dose estão
descritos no Apêndice B. O presente trabalho considera as
grandezas CTDIw e o DLP como as que expressam os critérios
de dose para uma boa prática.
Os níveis de dose dependem da técnica
radiográfica, dos equipamentos e das características clínicas
e físicas do paciente [79]. Os valores para os critérios de
dose da CE foram obtidos a partir de dois levantamentos
abrangentes de dose. O primeiro foi no início dos anos 90 na
Inglaterra para os exames de rotina [95, 97] e o segundo foi
um estudo piloto dos critérios de imagem para alguns exames
(seios da face, segmento lombar da coluna, tórax alta
resolução, fígado e baço, e ossos da pelve) [48].
d) Exemplos de Técnica de Boa Imagem
Os Exemplos de Técnica de Boa Imagem fornecem
os parâmetros de técnica de TC que facilitariam o
cumprimento dos requisitos de diagnóstico e de dose de
radiação para o paciente. Se estes requisitos não forem
cumpridos, então os exemplos de técnica de boa imagem
podem ser usados como um guia para alcançá-los.
Os parâmetros que contribuem para o cumprimentodos Requisitos para o Diagnóstico e os Critérios de Dose de
Radiação para o Paciente são: a posição do paciente, o
volume de investigação, a espessura nominal de corte, a
separação entre cortes para TC seriada ou o fator de passo na
TC helicoidal, o campo de visão (FOV), a inclinação do
gantry, a tensão aplicada ao tubo de raio X (kV), a exposição
radiográfica (mAs), o algoritmo de reconstrução, a seleção da
janela para a exibição da imagem de interesse e os meios
adicionais de proteção.
e) Condições Clínicas com Impacto no Bom
Desempenho da Imagem
Descrevem as condições do paciente e as particularidades
técnicas que exigem a atenção e a intervenção do operador.
São categorizadas em: movimento do paciente, administração
de meio de contraste intravenoso, problemas e armadilhas da
imagem e modificação relevante da técnica.
2.2 Critérios da Qualidade para os Exames Crânio Rotina
e Abdome Rotina
A seguir serão transcritos os critérios da qualidade
para os exames de crânio rotina e abdome rotina propostos
pelo Documento EUR 16262 [28].
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Curso: “Tomografia Computadorizada: Formação da Imagem e Radioproteção” IRD- 2002 16
CRÂNIO, GERAL
Etapas preparatórias:
- Indicações: lesões traumáticas, e doença estrutural suspeita ou conhecida, focalizada ou difusa, do cérebro,
quando RM é contraindicada ou não disponível.
- Investigações preliminares convenientes: exame clínico neurológico; RM é freqüentemente um exame alternativo
sem dose de radiação ionizante
- Preparação do paciente: informação a respeito do procedimento; restrição de comida. mas não de líquido, se for
administrado meio de contraste intravenoso
- Radiografia para o planejamento de cortes: lateral - da base do crânio ao vértex; em pacientes com múltiplos
ferimentos da coluna cervical ao vértex
1. REQUISITOS PARA O DIAGNÓSTICO
Critérios da Imagem:
1.1 Visualização de:
1.1.1 Todo o cérebro
1.1.2 Todo o cerebelo
1.1.3 Toda calota craniana
1.1.4 Ossos da base
1.1.5 Vasos após meio de contraste intravenoso
1.2 Reprodução crítica
1.2.1 Reprodução visualmente precisa da borda entre a substância branca e substância cinzenta
1.2.2 Reprodução visualmente precisa do gânglio basilar
1.2.3 Reprodução visualmente precisa do sistema ventricular
1.2.4 Reprodução visualmente precisa do espaço do liquor cerebroespinal em torno do mesencéfalo
1.2.5 Reprodução visualmente precisa do espaço do liquor cerebroespinal sobre o cérebro
1.2.6 Reprodução visualmente precisa dos grandes vasos e do plexo coróide após meio de contraste intravenoso
2. CRITÉRIOS DE DOSE DE RADIAÇÃO PARA O PACIENTE
2.1 CTDIw crânio rotina : 60 mGy
2.2 DLP crânio rotina : 1050 mGy cm
3. EXEMPLOS DE TÉCNICA DE BOA IMAGEM
3.0 Posição do paciente : Supina
3.1 Volume de investigação : do forâmen magno ao vértex do crânio
3.2 Espessura nominal de corte : 2-5 mm na fossa posterior; 5-10 mm nos hemisférios
3.3 Separação entre cortes/passo : Contíguos ou passo = 1
3.4 FOV : Tamanho da cabeça (cerca de 24 cm)
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Curso: “Tomografia Computadorizada: Formação da Imagem e Radioproteção” IRD- 2002 2
3.5 Inclinação do gantry : +10-12� acima da linha da orbito-meato(OM) para reduzir
a exposição no cristalino dos olhos
3.6 Tensão no tubo de raios-X (kV) : Padrão
3.7 Produto corrente no tubo e tempo de
exposição (mAs)
: Deve ser o mais baixo consistente com a qualidade da
imagem requerida
3.8 Algoritmo de reconstrução : Tecido mole
3.9 Largura da janela : 0 - 90 UH (cérebro supratentorial)
 140 - 160 UH (cérebro na fossa posterior)
2.000 - 3.000 UH (ossos)
3.10 Posição da janela : 40 - 45 UH (cérebro supratentorial)
30 - 40 UH (cérebro na fossa posterior)
200 - 400 UH (ossos)
4. CONDIÇÕES CLÍNICAS COM IMPACTO NO DESEMPENHO DA BOA IMAGEM
4.1 Movimento - artefato de movimento deteriora a qualidade da imagem (evita-
se imobilizando a cabeça ou sedando os pacientes não
cooperativos)
4.2 Meio de contraste intravenoso -
-
ajuda a identificar as estruturas vasculares, realça as lesões e
as alterações da barreira sangue-cérebro
deve-se preferir uma dose dupla com varredura de retardo para
melhor delinear metástase ou lesões da SIDA
4.3 Problemas e armadilhas -
-
Calcificações versus realce por contraste
Artefatos de endurecimento do osso interpetroso
4.4 Modificação da técnca - Anormalia sutil pode ser checada com cortes na área da
doença suspeita, antes de contemplar a administração de
contraste.
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Curso: “Tomografia Computadorizada: Formação da Imagem e Radioproteção” IRD- 2002 3
ABDOME, GERAL
Etapas preparatórias:
- Indicações: lesões inflamatórias, formação de abcesso, alteração estrutural ou lesões que ocupam espaços do
abdome e retroperitônio, suspeita ou conhecida, alterações de vasos principais tais como aneurisma e lesões
traumáticas, e como guia de biópsia
- Investigações preliminares convenientes: ultra-sonografia e/ou radiografia do abdome. A RM podeser um exame
alternativo em relação ao espaço retroperitonial
- Preparação do paciente: informação a respeito do procedimento; eliminar resíduos de meio de contraste de alta
densidade investigações prévias; aplicação oral de meio de contraste para contrastar o intestino; restrição de
comida. mas não de líquido, se for administrado meio de contraste intravenoso
- Radiografia para o planejamento de cortes: frontal do tórax inferior à pelve
1. REQUISITOS PARA O DIAGNÓSTICO
Critérios de Imagem:
1.1 Visualização de:
1.1.1 Diafragma
1.1.2 Todo fígado e baço
1.1.3 Outros órgãos parenquimatosos retroperitonial (pâncreas, rins)
1.1.4 Aorta abdominal e a parte proximal das artérias ilíacas comum
1.1.5 Parede abdominal incluindo todas as herniações
1.1.6 Vasos após meio de contraste intravenoso
1.2 Reprodução crítica
1.2.1 Reprodução visualmente precisa do parênquima hepático e vasos intra-hepáticos
1.2.2 Reprodução visualmente precisa do parênquima esplênico
1.2.3 Reprodução visualmente precisa do intestino
1.2.4 Reprodução visualmente precisa do espaço retroperitoneal perivascular
1.2.5 Reprodução visualmente precisa dos contornos do pâncreas
1.2.6 Reprodução visualmente precisa do duodeno
1.2.7 Reprodução visualmente precisa dos rins e ureteres proximais
1.2.8 Reprodução visualmente precisa da aorta
1.2.9 Reprodução visualmente precisa da bifurcação da aórtica e arterias ilíacas comum
1.2.10 Reprodução dos linfonodos menor do que 15mm
1.2.11 Reprodução dos ramos da aorta abdominal
1.2.12 Reprodução visualmente precisa da veia cava
1.2.13 Reprodução dos tributários da veia cava em particular a veia renal
2. CRITÉRIOS PARA DOSE DE RADIAÇÃO AO PACIENTE
2.1 CTDIw : Abdome rotina: 35 mGy
2.2 PDC : Abdome rotina: 800 mGy cm
3. EXEMPLOS DE TÉCNICA DE BOA IMAGEM
3.0 Posição do paciente : Supina, com os braços no tórax ou na altura da cabeça
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Curso: “Tomografia Computadorizada: Formação da Imagem e Radioproteção” IRD- 2002 4
3.1 Volume de investigação : Da parte superior do fígado à bifurcação aórtica
3.2 Espessura nominal de corte : 7-10 mm; 4-5- mm somente para indicações restritas
(suspeita de pequenas lesões ), seriada ou de
preferência helicoidal
3.3 Separação entre cortes / passo : Contíguos ou passo = 1; em investigações rastreadas,
por ex. nas lesões traumáticas 10 mm ou um passo de
1,2 - 2,0
3.4 FOV : Ajustado ao maior diâmetro abdominal
3.5 Inclinação do gantry : Nenhuma
3.6 Tensão no tubo de raios-X (kV) : Padrão
3.7 Produto corrente no tubo e tempo de
exposição (mAs)
: Deve ser o mais baixo consistente com a qualidade de
imagem requerida
3.8 Algoritmo de reconstrução : Padrão