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Tomografia computadorizada
 

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    Tomografia computadorizada Tomografia computadorizada Document Transcript

    • TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADADEFINIÇÃO Do grego tome, corte + graphein, escrever. Procedimento radiológico dereconstrução informática da imagem de um corte do corpo a partir de uma série deanálises de densidade efetuadas pela oscilação e/ou rotação do conjunto de tubosde raios X detectores. A tomografia computadorizada (TC) é um dos métodos de exame maisconfiáveis e seguros disponíveis atualmente. É rápida, simples e totalmente indolor.A TC se constitui num aparelho de Raios X muito mais complexo que oconvencional. Uma imagem de Raios X normal é plana, sendo que o paciente ficaposicionado entre o tubo ou ampola que emite Raios X e o filme fotográfico quereceberá esses raios. O que se obtém é uma projeção em duas dimensões dointerior do corpo do paciente. Nas máquinas de tomografia a ampola que emite osRaios X gira totalmente em volta do corpo do paciente e, a medida em que gira,emite Raios X em 360 graus, ou seja, fazendo uma circunferência complete emtorno do paciente. Na TC o Raio X é concentrado num feixe estreito que passaapenas por uma pequena parte (fatia) do corpo. Ao contrário da tomografia linear, onde a imagem de um corte fino é criadamediante borramento da informação de regiões indesejadas, a imagem da TC éconstruída matematicamente usando dados originados apenas da seção deinteresse. A geração de tal imagem é restrita a cortes transversais da anatomia quesão orientados essencialmente perpendiculares à dimensão axial do corpo. Areconstrução da imagem final pode ser realizada em qualquer plano, masconvencionalmente é realizada no plano transaxial. Além da ampola emissora de Raios X que gira em torno do paciente, hátambém um complexo conjunto de detectores de Raios X vai simultaneamenterecolhendo esses raios do lado oposto à ampola, portanto, girando também nos 360graus. A intensidade do Raio X que chega em um detector é convertida em um sinaldigital e se chama de "varredura" do feixe. Os Raios X recolhidos pelos detectores
    • são variavelmente atenuados pelo corpo do paciente, cuja variação na densidadedos diversos tecidos corpóreos deixam passar maior ou menor quantidade de raios. O sinal de recepção dos Raios X gerado pelos detectores é processado porum computador para formar as imagens em alta resolução e de aspecto espacial. Ocomputador processa essas informações do detector e reconstrói uma imagemtridimensional do interior do corpo do paciente. Portanto, a TomografiaComputadorizada foi desenvolvida graças à tecnologia da informática, por isso o"sobrenome" Computadorizada. A Tomografia Computadorizada tornou possíveluma visualização tridimensional dos órgãos em geral e, em particular do cérebro, denosso interesse. Embora o resultado visual da Tomografia Computadorizada sejamonocromático, ou seja, mostra apenas os vários tons do cinza, indo do totalmentepreto ao branco, mesmo assim são muito mais numerosas que as variações de tonsde cinza do Raio X convencional. Uma imagem de Raios X convencional tem umavariação de 30 escalas de cinza no máximo, enquanto as imagens de TomografiaComputadorizada possuem uma variação que chega a 200 escalas de cinza. Essavariação da cor é que permite identificar a densidade do tecido examinado, suaconstituição óssea, tumoral, líquida, etc.HISTÓRICO A tomografia computadorizada foi inventada pelo engenheiro eletrônicoGodfrey N. Hounsfield (1919-2003), juntamente com o sul-africano naturalizadoamericano, físico Allan McLeod Cormack (1924-) em 1972, pela qual receberam oprêmio Nobel em fisiologia e medicina em 1979. Cormack desenvolveu em 1956 ateoria e a matemática de como múltiplos raios projetados sobre o corpo, em ângulosdiferentes, mas em um único plano, forneceriam uma imagem melhor do que o raioúnico, usado na radiografia. Seus trabalhos foram publicados no Journal of AppliedPhysics, em 1963 e 1964. Existem vários estágios de evolução dos equipamentos, comumentechamados de gerações: 1. Scanners de Primeira Geração: nos scanners de primeira geração a fonte de raios-x e o detetor passam transversalmente ao longo do objeto sendo analisado, com rotações sucessivas ao final de cada movimento transversal, 2
    • produziam feixes de raios X fino, da espessura de um lápis, com apenas um ou dois detetores, exigiam até 4 minutos e meio para reunir informação suficiente para um corte a partir de uma rotação de 180° do tubo e do detetor.2. Scanners de Segunda Geração: os scanners de segunda geração foram grandemente aperfeiçoados, e forneciam um feixe de raios X em forma de leque, com até 30 detetores ou mais. Os tempos de varredura foram encurtados em cerca de 15 segundos por corte ou 10 minutos para um exame de 40 cortes.3. Scanner de Terceira geração: o scanner de terceira geração inclui um banco de até 960 detetores em oposição ao tubo de raios X, que rodam em conjunto ao redor do paciente em um ciclo de 360° completo para criar um corte de dados de tecidos. O paciente e a mesa são então movimentados através da abertura da gantry, e o tubo e os detetores rodam um ciclo de 360° completo na direção oposta para criar um segundo corte de dados de tecidos. Os tempos de varredura foram novamente reduzidos significativamente. Além disso, varreduras de 1 segundo são utilizadas para a maioria dos modernos scanners de terceira geração. Uma abertura maior permite a varredura de todo o corpo, que não era possível com os scanners antigos.4. Scanners de Quarta Geração: os scanners de quarta geração se desenvolveram durante a década de 1980 e possuem um anel fixo de até 4800 detetores, que circundam completamente o paciente em um círculo completo dentro da gantry. Um tubo de raios X único roda através de um arco de 360° durante a coleta de dados. Através de todo o movimento rotatório contínuo, pequenas rajadas de radiação são fornecidas por um tubo de raios X pulsado com ânodo rotatório que fornece tempos de varredura menores, reduzindo o tempo de exame para 1 minuto num exame de cortes múltiplos (semelhante a um scanner de terceira geração).5. Scanners de TC por Volume (helicoidal/espiral): durante os primeiros anos da década de 1990, um novo tipo de scanner foi desenvolvido, chamado scanner de TC por volume (helicoidal/espiral). Com esse sistema, o paciente é movido de forma contínua e lenta através da abertura durante o movimento circular de 360° do tubo de raios X e dos detetores, criando um tipo de obtenção de dados helicoidal ou “em mola espiral”. Dessa forma, um volume de tecido é 3
    • examinado, e dados são coletados, em vez de cortes individuais como em outros sistemas. (Helicoidal e espiral são termos específicos de fabricantes para scanners do tipo de volume.) Os sistemas de TC por volume utilizam arranjos de detetores do tipo de terceira ou quarta geração, dependendo do fabricante específico. O desenvolvimento de anéis de deslizamento para substituir os cabos de raios X de alta tensão permite rotação contínua do tubo, necessária para varredura do tipo helicoidal. Anteriormente o movimento do tubo de raios X era restrito por cabos de alta tensão fixados, e limitado a uma rotação de 360° em uma direção compreendendo um corte, seguida por outra rotação de 360° na direção oposta, criando um segundo corte com o paciente movendo um incremento entre os cortes. O desenvolvimento de tecnologia de engenharia de anéis de deslizamento permite rotações contínuas do tubo, que, quando combinadas com o movimento do paciente, criam dados de varredura do tipo helicoidal com tempos totais de varredura que são a metade ou menos daqueles de outros scanners de terceira ou quarta geração. A tecnologia de anéis de deslizamento permite que o tubo de raios X gire ao redor do paciente em um anel, que transfere corrente para o tubo através de cabos de alta tensão. Os scanners do tipo de volume modernos conseguem obter imagens multiplanares de volume total ou angiografia tridimensional por TC.6. Scanners de TC Multicorte: os scanners de terceira e quarta gerações desenvolvidos antes de 1992 eram considerados scanners de corte único, capazes de obter imagens de um corte de cada vez. No final de 1998, quatro fabricantes de TC anunciaram novos scanners multicorte, todos capazes de obter imagens de quatro cortes simultaneamente. Esses são scanners de terceira geração com capacidades helicoidais e com quatro bancos paralelos de detetores, capazes de obter quatro cortes de TC em uma única rotação do tubo de raios X.7. PET (Positron Emission Tomography) – Tomografia por Emissão de Pósitrons: O imageamento por emissão de pósitrons inicia com a aplicação de um traçador metabolicamente ativo - uma molécula biológica que carrega um 4
    • isótopo emissor de pósitrons, como , ou . Em alguns minutos, o isótopo se acumula em uma área do corpo em que a molécula tem afinidade. Por exemplo, glucose rotulada com , com meia-vida de 20 minutos, acumula no cérebro, onde a glucose é usada como fonte primária de energia. O isótopo radiativo então decai por emissão de pósitron. O pósitron emitido colide com um elétron livre normalmente antes de atravessar 1 mm do ponto de emissão. A interação das duas partículas resulta na conversão de matéria em energia na forma de 2 raios gamas, com energia total de 1,022 MeV. Estes raios gamas de alta energia emergem do ponto de colisão em direções opostas, e são detectados por detectores em volta do paciente. Quando os dois fótons são detectados simultaneamente por um par de detectores, a colisão que deu origem a eles teve origem na linha que une os dois detectores. Naturalmente se um dos fótons foi espalhado, a linha de coincidências será incorreta. Depois de, aproximadamente, 500000 eventos de aniquilação, a distribuição do traçador é calculada por algoritmos de reconstrução tomográfica, reconstruindo uma imagem bi-dimensional. A resolução espacial é deteriorada pela ocorrência de coincidências acidentais.8. SPECT (Simple Photon Emission Computed Tomography) – Tomografia Computadorizada por Emissão de Fótons Simples: Assim como na PET, SPECT calcula a concentração de radionuclídeos introduzidos no corpo do paciente. Como na tomografia computadorizada, isto é feito girando o detector de fótons em torno do paciente, para detectar a posição e a concentração do radio-nuclídeos. Como a fonte, os radio-nuclídeos, estão dentro do corpo do paciente, a análise é muito mais complexa do que para a tomografia computadorizada, onde a localização e energia da fonte, externa ao corpo, é sempre conhecida. A energia dos fótons da SPECT é de cerca de 140 keV. Como somente um fóton é emitido, não se pode utilizar a técnica de coincidência, utilizada na PET. A resolução final, da ordem de 7 mm, é um fator de 3 ou 4 pior do que na PET, e muito piores do que tomografia convencional. As imagens são limitadas pelo ruído quântico. O custo de uma 5
    • imagem SPECT é da ordem de US$ 700, enquanto o de uma PET é da ordem de US$ 2000.CONSIDERAÇÕES GERAIS O conceito fundamental na TC é que a estrutura interna de um objeto podeser reconstruída a partir de múltiplas projeções do objeto (fig. 1.1). O objeto na figura1.1 A é composto de um número de blocos iguais dos quais os quatro centrais foramremovidos para representar uma estrutura interna. Em benefício da simplicidade,suponha que um feixe de raios x atravesse cada fileira e coluna de blocos, e aradiação transmitida é medida. Como cada bloco é o mesmo, a atenuação medida éproporcional ao número de blocos encontrados em cada fileira ou coluna. Osnúmeros mostrados à direita e sob o objeto representam as atenuações medidasrelativas - isto é, o número de blocos em cada fileira ou coluna. São então somadasestas medidas de atenuação, conforme demonstrado na figura 1.1 B, para produziruma representação numérica do objeto (fig. 1.1 C). Embora este grupo de númeroscontenha todas as informações do processo, é difícil de interpretar e, portanto, éconvertido em imagem por atribuição de uma escala de cinza aos números.Números elevados são representados por tons claros de cinza, e números baixossão representados por tons escuros de cinza. Isso resulta na imagem apresentadana figura 1.1 D. A imagem resultante pode ser então manipulada para realçardeterminadas áreas. Por exemplo, se a escala de cinza for reduzida para incluirapenas preto e branco, é obtida uma reprodução perfeita do objeto atribuindo-se opreto a todos os números iguais e menores que quatro e branco a todos os númerosmaiores que quatro. Na figura 1.1 F, é obtida uma representação imperfeita porque aescala de cinza é escolhida de forma que os valores iguais ou menores que seis sãopretos e os valores acima de seis são brancos. Na TC, o método de obtenção doarranjo de números é mais complexo, e o número de projeções obtidas é muitomaior, mas o princípio é o mesmo. O exemplo da figura 1.1 também fornece uma base para várias definições determos de TC. Cada um dos blocos na fig. 1.1 A , representa um pequeno volumeatenuante de material, sendo denominado voxel. Os números ao lado e abaixo dafigura 1.1 A, representam medidas de atenuação isoladas e são denominados 6
    • projeções do raio, ou somas do raio. A disposição dos números na figura 1.1 C éuma matriz, e os números individuais são elementos daquela matriz. Cada um dosblocos de cinza usados para a construção das imagens na figura 1.1 D a F é umpixel. O processo de escolha do número de tons de cinza para uma imagem édenominado seleção de uma janela. A largura da janela na fig. 1.1 E e F , é estreita,pois contém apenas dois tons de cinza (preto e branco) em comparação com ajanela mais larga de D, que contém três tons de cinza. O número no qual oestabelecimento da janela está centralizado é denominado nível da janela. Na fig.1.1 E, o nível é estabelecido em quatro, e em F é estabelecido em seis. Fig. 1.1 – princípio da reconstrução da imagem À primeira vista parece que o procedimento que acabamos de definir éinconveniente em comparação com a radiografia convencional, e não é irracionalperguntar por que tal método interessa. Portanto, é instrutivo comparar a radiografiacom a TC mediante exame do resultado de cada modalidade. Ambas as técnicasbaseiam-se na equação de atenuação dos raios-x I = Io . e-µL Onde Io é a intensidade incidente de um feixe de raios-x sobre a superfície deum objeto de espessura L, e a intensidade transmitida. O coeficiente de atenuaçãolinear (µ) é uma propriedade dependente do número atômico e da densidade domaterial e do espectro de energia do feixe de raios-x. apresentar dados deatenuação (seja I ou µ) em cada ponto de todo o corpo seria ideal em um exame porraios-x. O grau de alcance disto depende da forma na qual as intensidades medidas,I e Io, são registradas ou manipuladas. Em radiografia convencional, a intensidadetransmitida (I) é observada como o escurecimento de um filme. Como a exposição 7
    • do filme aos raios-x o escurece, a imagem de um objeto denso é mais clara no filmeque a imagem de um material menos denso. Em uma radiografia do tórax típica, porexemplo, a imagem é clara nos dois locais onde muitos raios-x são absorvidos oudispersos (grande µ), tal como no osso, e escura onde muitos raios-x sãotransmitidos em virtude de baixa absorção (pequeno µ), como nas regiões doparênquima pulmonar. Duas áreas diferentes desta radiografia do tórax podemmostrar o mesmo escurecimento e, portanto, demonstrar igual atenuação total dofeixe nas duas posições. Entretanto, o perfil de atenuação através do corpo pode sermuito diferente. Portanto, na radiografia convencional os diferentes tons de cinzaobservados no filme representam as diferenças na transmissão de um feixe de raios-x quando atravessa o corpo. A TC, por outro lado, aproxima-se do ideal, porapresentação da atenuação média de cada pequeno elemento de volume quecompreende a fatia do corpo. Assim, coloca em ordem a informação de atenuaçãodo feixe de raios-x e a apresenta de forma quantitativa com uma precisão muitomaior que a obtida por técnicas convencionais. Isso é equivalente a fornecer osvalores individuais µ1, µ2 e µ3 da fig. 1.4 em lugar do valor total descrito pararadiografia convencional.Aquisição de dados Os métodos de obtenção das projeções de raios necessárias para umaimagem de TC exigem uma fonte de raios-x, detectores e eletrônica apropriada,todos instalados em um pórtico (gantry), ou armação, que se move mecanicamentepara produzir a imagem. Tais instrumentos foram designados ao longo de três linhasgerais desde sua introdução por Godfrey Hounsfield em 1972:(1) scanners nos quais o tubo e detectores de raios-x são feitos para se deslocarem em um tipo translação-rotação de movimento mecânico;(2) scanners que empregam um movimento rotatório no qual os detectores e o feixe de raios-x rodam ao redor do objeto;(3) scanners nos quais os detectores são estacionários e a fonte de raios-x é deslocada ao redor do objeto . O movimento mecânico de translação-rotação foi do tipo originalmentedesenvolvido por Hounsfield, e instrumentos que utilizam este arranjo original são 8
    • denominados scanners de primeira geração. Nesta máquina o feixe de raios-x écolimado até dimensões de aproximadamente 2 x 13 mm. A dimensão de 13 mm éparalela ao eixo do corpo – isto é, corresponde à espessura do corte (comprimentodo voxel). A intensidade do feixe é monitorizada por pequenos detectores antes deentrar no corpo para obter o valor de intensidade incidente (I o). Após atravessar ocorpo, o feixe é detectado por um cristal de cintilação, que também é colimado parareceber basicamente aqueles fótons que não são dispersos ou absorvidos. Aquantidade de intensidade transmitida (I) é então registrada e armazenada namemória do computador. O tubo de raios-x e o sistema detector são movimentadoscontinuamente através do paciente, fazendo 160 medidas múltiplas durante atranslação. Ao final de cada translação, o tubo de raios-x e o sistema detector sãorodados em 1o, e a translação é repetida. O processo de translação-rotação érepetido em 180 translações, que produz 18.800 (160x180) medidas. As 160medidas feitas durante uma translação completa são denominadas perfil, ou vista. De um ponto de vista clínico esta máquina tem a principal desvantagem delongos tempos de exame. Requer 5 minutos para reunir a quantia de 28.800 somade raios, o que limita seu uso a partes do corpo, como a cabeça, que podem serimobilizadas. O longo tempo de exame levou ao ímpeto para desenvolver outrossistemas de imageamento. A primeira modificação foi simplesmente converte o feixe de raios-x em umformato de leque com um ângulo divergente de 3 a 10 o. Múltiplos detectores deraios-x foram então posicionados, adjacentes um ao outro, para interceptar estefeixe. Como foram usados mais detectores de raios-x, o número de rotaçõesangulares poderia ser diminuído e obtido um número adequado de vistas emintervalos muito mais curtos. Estes scanners de Segunda geração foram capazes deobter uma imagem em períodos de apenas 18 segundos. Deve ser evidente quecada detector obtém uma incidência diferente durante uma translação, pois os raiosdo tubo de raios-x para os detectores não são paralelos. O próximo desenvolvimento envolvia o alargamento do ângulo de divergênciados raios-x, de forma que poderia incluir totalmente o objeto sem realizar qualquermovimento de translação. assim, foi desenvolvido um scanner apenas de rotação, etais instrumentos são denominados de scanners de terceira geração porquecronologicamente foram o terceiro desenvolvimento. Neste scanner, o gantry roda 9
    • continuamente. A maior vantagem é que estes instrumentos podem produzir umaimagem em 1 a 10 segundos, o que é adequado para a maioria dos estudos docorpo. Como estes scanners possuem uma resolução espacial que depende daabertura do detector e do número de projeções de raio reunidas em uma rotação, énecessário possuir um grande número de detectores acondicionados próximosinterceptando o feixe. Um destes sistemas de detectores consiste em mais de 700câmaras iônicas individuais utilizando o gás xenônio em uma pressão de 25atmosferas. Todas as câmaras iônicas são feitas simultaneamente durante oprocesso de fabricação, e o xenônio fica livre para fluir entre as câmaras individuais,de forma que cada câmara possui a mesma pressão. As paredes das câmaras sãofeitas de lâminas de tungstênio muito finas, que servem como eletrodos para acâmara, para reduzir a dispersão dos raios-x entre as câmaras, e para ajudar acolimar os raios-x. outro sistema de detector consiste em várias centenas dedetectores de cintilação de iodeto de césio ou de tungstato de cádmio com umsensor luminoso de silício incrustado em cada um. O pequeno tamanho do sensorluminoso de silício permite que os detectores possuam uma pequena abertura eestejam intimamente acondicionados. Os sistemas de detectores de xenônio sãomuito fidedignos e estáveis, mas possuem uma menor eficiência para a detecção defeixes de raios-x. A remoção das células detectoras do gantry rotatório e seu ajuste emposições estacionárias ao redor do paciente também permitiram uma diminuição dotempo de exame para 1 a 10 segundos. São usados de 1.200 a 4.800 detectoresnestas máquinas, e geralmente detectores de cristal, como o óxido de germânio ebismuto ou tungstato de cádmio, são usados para captura altamente eficiente defótons de raios-x. O desenvolvimento cronológico destas máquinas levou o nome descanners de quarta geração. Neste scanner, o tubo de raios-x permanece ligadocontinuamente durante uma imagem, e cada detector recebe feixes de raios-x numaporção significativa do ciclo do exame. Embora tanto scanners de quarta quanto de terceira geração possuam asemelhança de rotação, são muito diferentes em princípio. No sistema de detectorapenas rotatório, cada detector possui uma relação fixa com o tubo de raios-x. estarelação fixa permite que o detector seja altamente colimado, o que reduz muito aradiação dispersa, e, conforme discutido adiante, isso reduz a interferência (noise) 10
    • com a imagem. Esta disposição proporciona a melhor situação para melhorresolução de baixo contraste. No sistema detector estacionário com um tubo deraios-x rotatórios, os detectores não podem ser altamente colimados porque entãoforneceriam dados apenas quando o tubo de raios-x estivesse diretamente oposto.Isso limitaria intensamente o número total de somas de raios ao número dedetectores e produziria um número inaceitavelmente baixo de projeções. Parasuperar este problema, os detectores são colimados com aberturas amplas quepermitem que reúnam radiação em um grande ângulo. Em intervalos contíguos aquantidade de detectores que intercepta o feixe varia, bem como o agrupamentoespecífico de detectores. A manipulação matemática destas medidas de dadossuperpostos permite a obtenção de um grande número de somas de raios próximas,estreitas, equivalentes. O resultado pode levar a uma resolução espacial muito alta,mas também causa num aumento na detecção da radiação dispersa, embora partedesta dispersão seja removida por espaçamento apropriado entre o paciente e odetector. Estas diferenças teóricas entre os scanners de terceira e quarta geraçãosão reais e demonstráveis, mas seu significado clínico tem sido discutido. Há uma modificação do conceito de quarta geração (Siemens MedicalSystems, Inc.) que move o feixe de raios-x eletronicamente e não mecanicamente. Amassa do tubo de raios-x, os detectores e o pórtico (gantry) de TC impedem oexame em subsegundos com um scanner de TC linear. Um feixe de elétrons descan tem pequena massa, portanto pode ser usado para exame rápido. Este métodode exame reduz o tempo para 0,02 segundo por corte e, com pequenos retardospara cortes consecutivos, até 17 cortes por segundo. Um feixe de elétrons éacelerado ao longo do eixo de rotação do scanner de TC e eletronicamente defletidopara qualquer um dos quatro alvos fixos de raios-x de tungstênio. Cada alvo é umarco de tungstênio de 210o com um raio de 90 cm. O feixe de elétrons é defletidoatravés do arco de 210o do alvo, criando o scan. Opostos ao alvo estão dois gruposde detectores estacionários com arcos arcos de 216 o . um arco detector possui 432detectores, e o outro, um anel de maior resolução, possui 864 detectores. Cadadetector individual consiste em um cristal de tungstato de cádmio unido a umfotodiodo de silício e um pré-amplificador. Detectores adjacentes do anel de altaresolução podem ser somados para ajustarem-se ao outro anel para estudodinâmico, ou podem ser usados apenas para estudo de alta resolução. Durante o 11
    • scanning dinâmico, dois cortes podem ser feitos simultaneamente. O estudo ocorreem 180o em lugar dos 360o da maioria dos scanners convencionais. Uma imagempode ser reconstruída com 180 o de dados. Uma vez gerados os sinais, o restante doscanner tem projeto bastante convencional. Este arranjo do scanning leva a um scanner de TC extremamente versátil.Pode realizar todas as imagens convencionais com pequena degradação daimagem. Pode-se mudar para qualquer um dos quatro anéis-alvo e um ou ambos osanéis detectores. Entretanto, a principal capacidade do scanner é o imageamentoem subsegundo, o que aumenta a capacidade de realizar estudos cardíacos. Alguns scanners de TC de translação-rotação podem ainda estar em uso,mas com a passagem do tempo e o desempenho superior dos scanners de terceirae quartas geração, eles desaparecerão lentamente. A maioria dos scanners em usoe comercialmente disponíveis neste momento é de sistemas apenas de rotação deterceira geração. O desenvolvimento de scanners de TC alcançou um estadoelevado, e alterações futuras tendem a ser mais evolutivas que revolucionárias.Reconstrução da imagem Independente do tipo de scanner, o resultado de uma imagem é um grandenúmero de somas de raios individuais. A reconstrução da imagem a partir destasmedidas é, em princípio, a mesma para as várias máquinas. A equação fundamentalque descreve o comportamento das medidas é fornecida na equação 1, e algumasmanipulações simples desta relação auxiliarão na compreensão da reconstrução daimagem de TC. Considere a fig. 1.2, onde são mostradas várias placas finas com umaintensidade de raios-x inicial (I o) incidindo sobre a primeira placa. A intensidade desaída da primeira placa (I1) torna-se a intensidade de entrada na segunda placa, esua intensidade de saída (I2) é a intensidade de entrada na terceira placa etc. pode-se então escrever:I1 = Io . e-µ1L1 12
    • I2 = I1 . e-µ2L2 = (Io . e-µ1L1) e-µ2L2In = I n-1 . e -µnLn A equação para o feixe que emerge após atravessar n placas pode ser entãodeduzida comoI = I0 . (e-µ1L1) (e-µ2L2 ) ... (e-µnLn)I = I0e - (µ1L1 + µ2L2 + ... + µ L ) n n Para simplificar, o subscrito n em In foi retirado. Portanto, a atenuação total áequivalente à equação simplesI = Io . e-µL OndeµL = µ1L1 + µ2L2 + ... + µnLn no caso onde L1=L2=L3=...=Ln, isto é, todos os cortes possuem espessura igual, aequação 4 pode ser escrita comoµL = (µ1+µ2+...+µn).Lse for calculado o logaritmo de ambos os lados da equação 3 e esta for rearrumada,o resultado éµL = (µ1+µ2+...+µn) = I ln I0 L I 13
    • Esta equação mostra que, se a intensidade incidente I 0, a intensidadetransmitida I e o comprimento do segmento L, são conhecidos, pode ser calculada asoma dos coeficientes de atenuação ao longo do trajeto do feixe de raios-x. Como há n desconhecidos (um de cada segmento), cada valor do coeficientede atenuação não pode ser determinado a partir de uma única equação. A teoriaalgébrica exige que haja n equações independentes para obter soluções para os nvalores desconhecidos de µ . para obter n equações independentes, devem serobtidas várias vistas; é então possível reunir dados suficientes para as múltiplasequações. Uma comparação novamente com a radiografia convencional mostra que,como apenas uma medida, é feita em radiografia, pode ser obtido apenas o valormédio de µ ou a soma dos µL. assim, a informação na imagem é menos detalhadaque a informação em uma imagem de TC.O processo de reconstrução Para cada medida de projeção do raio feita durante uma imagem de TC, égerada uma equação:µL = (µ1+µ2+...+µn) = I ln I0 Le o conjunto completo destas equações deve ser então resolvido para se obter osvalores individuais de µ para cada elemento da matriz. Como são obtidas milharesde projeções de raios para um scan, há milhares de equações a serem resolvidassimultaneamente, e a necessidade de computadores de alta velocidade é óbvia.Deve ser observado que L não está relacionado à espessura do corte (comprimentodo voxel), sendo escolhido para o processo de reconstrução por meio de seleção deum tamanho da matriz. Desde que tenham sido feitas projeções de raio suficientes,a imagem pode ser reconstruída em qualquer tamanho da matriz, o que é essencialpara escolher qualquer valor de L. o comprimento do voxel é ajustado pelacolimação do scanner quando é selecionada uma espessura do corte. Portanto, umelemento da imagem (pixel) representa o coeficiente de atenuação ( µ) de umelemento de volume com comprimento determinado pela espessura do corteescolhida durante a aquisição de dados e a área de corte transversal que possuiuma dimensão lateral (L) escolhida no momento da reconstrução. 14
    • Foram projetados vários métodos para resolver o conjunto de equaçõesgeradas em uma imagem; entretanto, a maioria dos fabricantes atualmenteestabeleceu o método de projeção retrofiltrada porque permite pequeno tempo decomputação com soluções relativamente precisas. Também permite processamentode cada soma de raio imediatamente após sua obtenção, enquanto continua aaquisição de dados para outras somas de raios. Isso permite que a imagem finalesteja disponível quase imediatamente após a conclusão do processo de scan. Éimportante compreender os conceitos básicos dos procedimentos de reconstrução,pois sua forma de aplicação afeta a qualidade da imagem final. O método de retroprojeção é uma tentativa de aproximar a solução por meiode projeção de um valor uniforme de atenuação sobre o trajeto do raio, de forma quea atenuação calculada sobre o trajeto é proporcional à atenuação medida. Estesvalores são então armazenados no computador para os elementos da matrizenvolvidos, e o processo é repetido para cada soma de raio da imagem. Cadaelemento da matriz assim recebe uma contribuição de cada raio que o atravessa.Para aqueles voxels que o feixe atravessa obliquamente, é feita uma correção paraa contribuição. A imagem final assim obtida é bastante borrada em virtude dasuperposiçaõ de que a atenuação do feixe ocorre uniformemente em todo o trajetodo raio. Entretanto, não importa quantas incidências são usadas, o efeito deborramento nunca é completamente eliminado. Assim, é usada uma segundamanobra matemática denominada operação de convolução ou processo defiltragem. O objetivo do processo de filtragem é modificar os dados da soma deraios, de forma que as projeções posteriores consistam em valores positivos enegativos. O procedimento de filtragem envolve uma operação matemática sobre a somado raio com uma função complexa que depende de vários parâmetros, incluindogeometria do tubo de raios-x e detectores, e pode ser feita de várias formas,dependendo do resultado desejado. Por exemplo, uma forma da função do filtropoderia acentuar bordas e assim tornar a imagem mais nítida, enquanto que outraborrará as bordas para alterações de densidade mais graduais. O filtro que torna asbordas mais nítidas realçará a resolução espacial, mas simultaneamente diminuirá aresolução da densidade. Assim, a escolha de filtro ou centro afeta a qualidade da 15
    • imagem, e o radiologista deve ser capaz de escolher o melhor filtro para um estudoespecífico. Alguns fabricantes selecionam automaticamente os filtros paraprocedimentos específicos em, lugar de exigirem que o radiologista escolha.Número da escala de TC Após um scanner de TC reconstruir uma imagem, os valores de pixel relativosrepresentam os coeficientes de atenuação lineares relativos, porque o processo dereconstrução não conduz ao cálculo dos valores absolutos dos coeficientes deatenuação. Entretanto, é útil quantificar o valor do pixel de forma que o médicopossa comparar a composição de um tecido com a de outro. Foi projetado umsistema de numeração de TC que relaciona um número de TC aos coeficientes deatenuação linear dos raios-x que é fornecido por No de TC = K (µ - µ w) µwonde µw é igual ao coeficiente de atenuação da água, e µ é o coeficiente deatenuação do pixel em questão. Embora o scanner de TC EMI (Electronics MusicIndustries, Ltd.) original usasse um valor de K = 500, o valor de K foi escolhido como1000. Em homenagem a Godfrey Hounsfield, o inventor do estudo por TC, asunidades de TC são denominadas unidades Hounsfield (UH). Utilizando-se UH, o arpossui um valor de – 1000, a água um valor de 0, e o osso denso um valor de+1000. Teoricamente é indiferente qual o valor de K usado para construir umaescala de número de TC, desde que possa acomodar a precisão do scanner. Porexemplo, se a resolução de densidade do scanner é de + 0,5%, então a precisãorelativa para resolução da densidade é de 1 parte em 200, se é necessária umaescala de 200 (K = 200) ou maior para representar com precisão a resolução dadensidade. Assim K = 500 é generoso e foi o fator usado originalmente. O uso de umfator de K = 1000 expande a escala ainda mais e pode causar confusão em algunsscanners porque especifica um número de TC em uma resolução muito melhor quea realmente presente (1 parte em 2000, ou aproximadamente 0,1%). A ampliação daescala não aumenta a precisão de um scanner; por exemplo, uma precisão de +0,5% traduz-se em + 2,5 números de TC com uma escala de 500 e + 5 números deTC com uma escala de 1000. 16
    • CONSIDERAÇÕES DE QUALIDADEResolução espacial Embora a qualidade da imagem seja subjetiva em vários aspectos, osprincipais fatores – resolução espacial e de densidade – podem serquantitativamente especificados. A resolução espacial é uma medida da precisão narepresentação de estruturas anatômicas, sendo mais comumente descrita emtermos do máximo da metade da largura total (MMLT). Este parâmetro é a medidade quão bem um ponto é reproduzido na imagem. Considerar a imagem de umponto que poderia ser obtida colocando-se um fio fino com a ponta em água ouplástico e realizando imagens através do fio. O ideal é que a imagem resultante sejaum fundo uniforme com um ponto brilhante designando a posição do fio. Naverdade, a imagem demonstra o ponto brilhante, mas com uma periferia fraca e nãouma borda absolutamente nítida. Um perfil através da imagem – isto é, umarepresentação da densidade da imagem ao longo de uma linha que atravessa ocentro do ponto – produz uma distribuição em forma de sino. Esta distribuição édenominada a distribuição de resposta do ponto. A altura desta curva representa ovalor máximo da densidade, e a largura representa a incerteza na medida dos limitesexatos do fio. A MMLT é a largura da curva no ponto onde os valores de atenuaçãocorrespondem a 50% do valor máximo. Quanto menor a MMLT, melhor é aresolução. Isso pode ser constatado observando-se que um grande MMLT refleteuma maior periferia atenuada, o que significa uma pior reprodução do objetoverdadeiro. Outro método de exame da resolução espacial é considerar imagens lineares.Isso é semelhante ao exame de imagens puntiformes, exceto que a imagem seriafeita paralela a um fio em um meio e não transversal ao eixo. Se fosse usada umasérie de linhas de diferente espaçamento ou de diferentes tamanhos, a capacidadede distinguir linhas separadas em uma imagem mediria a resolução espacial. Comlinhas muito finas, uma medida da resolução pode ser afirmada em termos donúmero de linhas ainda discerníveis juntas em uma determinada distância. Assim,falar-se-ia do número de linhas por centímetro é dita descrição da resolução nodomínio de freqüência. A freqüência neste caso é o parâmetro, linhas porcentímetro. Um perfil através da imagem da linha produz a curva de resposta da 17
    • linha, que é semelhante à curva de resposta do ponto. Novamente, pode-se falar deMMLT, e a análise á semelhante àquela realizada com o ponto. Obviamente, asduas curvas de resposta estão relacionadas. A realização de uma operação matemática, denominada conversão deFourier, nestas curvas de resposta produz uma função denominada função detransferência da modulação (FTM). A FTM é uma função importante porquedescreve as capacidades de resolução do sistema de forma mais satisfatória para amaioria dos cientistas. A interpretação física da FTM é que esta exibe a fidelidaderelativa da imagem em comparação com o objeto real. Outra descrição da FTM émostrada na figura 1.15. o perfil retangular representa o perfil de densidade de umobjeto composto de linhas densas. O perfil de densidade da imagem reconstruída émostrado como retângulos com ângulos arredondados, e, ``a medida que as linhasse aproximam, a região entre as linhas é preenchida em virtude da superposição dasfunções de resposta. A razão entre a altura dos retângulos e a altura da depressãoentre as linhas torna-se menor à medida que as linhas se aproximam na imagemreconstruída, mas obviamente é fixa no objeto. Esta alteração ou diminuição darazão é observada como uma diminuição do contraste, sendo uma manifestação dacapacidade decrescente do sistema de distinguir pequenos objetos (ou pequenaseparação de objetos). A FTM é basicamente o valor desta razão na imagemdividido pelo valor da razão no objeto. À medida que a freqüência aumenta (maislinhas por centímetro), a capacidade do sistema de reproduzir as linhas e vales comprecisão está diminuída, e, portanto, a fidelidade diminui. Com linhas muitoseparadas, a FTM é de 1 – o valor máximo – e, à medida que a freqüência aumenta,a FTM diminui. Assim, quanto maior a FTM em uma determinada freqüência, melhoré a fidelidade – isto é, melhor é a resolução. Em sistemas com grandes valores deFTM em elevadas freqüências, as bordas são definidas mais claramente, e taissistemas produzem imagens que parecem nítidas. Se freqüências elevadas sãoexageradas em relação a baixas freqüências, o resultado é um realce da borda. Astécnicas para este realce de alta freqüência constantemente são usadas comvantagem em radiologia, e este é o objetivo principal de métodos xenorradiológicosou métodos de subtração. A resolução espacial é afetada por vários parâmetros de projeto, os maisimportantes dos quais são a escolha do filtro usado na reconstrução, tamanho da 18
    • abertura do detector, número de perfis de projeção obtidos, tamanho da matriz (oupixel), tamanho do ponto focal do tubo de raios-x, e contraste (densidade) relativoentre o objeto e o fundo. Os dois últimos parâmetros são considerados após adiscussão sobre a resolução da densidade.Efeitos do filtro sobre a resolução Conforme discutido na seção anterior, o principal papel do filtro de convoluçãoé remover o borramento da imagem criado pelo processo de retroprojeção. Osvários filtros controlam o grau de borramento da imagem criado por acentuação doscomponentes de alta freqüência encontrados nos dados. Para uma imagem nítida,as elevadas freqüências espaciais sã o acentuadas, e isso possui o efeito deaumentar a nitidez das bordas e melhorar a resolução. Se as elevadas freqüênciasespaciais não são acentuadas, a imagem do objeto aparece mais borrada. Há umadesvantagem porque o ruído da imagem aumenta e a resolução da densidadediminui com a acentuação de elevadas freqüências espaciais. Paga-se por umaimagem nítida com uma diminuição da resolução de densidade. Da mesma a forma,aumentando-se a resolução da densidade, paga-se com a perda de algumaresolução espacial e nitidez da imagem.Tamanho da abertura do orifício do detector A abertura do orifício para um detector específico está associada a um anelde dados específicos ao redor do centro. Quando o tamanho do orifício aumenta oudiminui, a largura do anel de dados aumenta ou diminui correspondentemente. Alargura deste anel de dados caracteriza o perfil de atenuação e é fundamental para aresolução espacial. Teoricamente, a resolução poderia ser aumentada sem limitemediante redução da abertura do orifício, mas as limitações práticas são governadaspor demandas razoáveis dos custos de fabricação e pelo fato de que, quando aabertura do orifício diminui, o número de fótons que chega ao detector diminui,assim exigindo doses de radiação nos pacientes para compensar a perda de fótons.Número de perfis de projeção Caso se deseje reconstruir uma imagem com uma matriz de n colunas por nfileiras, então devem ser obtidas n² medidas ou somatórias de raios. Este critério 19
    • não é exigente para garantir resolução exigida, e a questão do número ótimo demedidas angulares ou vistas deve ser respondida.Tamanho da matriz O tamanho do pixel deve ser de uma e meia a duas vezes menor que aresolução desejada. Exceto se um elemento da matriz coincidir exatamente com umobjeto, a representação do objeto será em média dois ou mais pixels e, pode não servisualizada. A capacidade de modernas máquinas de produzir reconstrução comzoom de grande ampliação resulta na produção de imagens com resolução maiorque aquela do scanner. Ao tentar realizar este feito necessário, o scanner produziráuma imagem com os mesmos dados em pixels adjacentes. A imagem resultante émais manchada e os limites do objeto tornam-se borrados.Resolução da densidade É o segundo principal fator que afeta a capacidade de um scanner dedescrever precisamente a anatomia. Como a maioria dos tecidos moles possuidensidade quase iguais, a consideração geralmente é a diferenciação de variaçõesde alguns pontos percentuais ou menos. Na computação de qualquer valor do pixelhá erro na forma de variação estatística, e é esta variação que limita a resolução dadensidade final. Esta variação é denominada ruído da imagem e manifesta-se comoum fundo granuloso ou mosqueado (mottle). O parâmetro usado para avaliar estavariação é o desvio-padrão (σ), e o procedimento habitual para avaliação de umsistema é obter um scan de uma substância uniforme, como a água, e realizar ocálculo. O significado do desvio-padrão é que novos scans do mesmo banho de águae um novo cálculo dos mesmos números TC pixel forneceriam valores em uma faixaigual ao valor previamente calculado, mais ou menos o desvio-padrão emaproximadamente 2 dentre 3 casos. Freqüentemente é expresso em forma depercentagem (desvio-padrão computadorizado em unidades TC / faixa da escala). Como o ruído é a limitação final na precisão da resolução da densidade, osparâmetros que afetam ou induzem ruído devem ser compreendidos. Os parâmetros 20
    • mais importantes são fluxo de fótons, dispersão de raios-x, erro induzido porcomputação, resposta de freqüência do filtro, e tamanho do voxel.MANIPULAÇÃO DA IMAGEM Procedimento bastante utilizado nesta área. Permite que você altere o nível enúmero de tons de cinza na imagem. É utilizado um écran de visualização interativo,que permite ao radiologista selecionar uma pequena faixa de tons de cinza de toda aescala de número TC e reajustar os limites de preto e branco.PRINCIPAIS EXAMES REALIZADOSTC de Crânio O propósito da TC de crânio é fornecer um diagnóstico definitivo quegeralmente não exige exames complementares para verificação. A TC de crânio, emmuitas circunstâncias, fornece esse alto grau de confiabilidade, Trauma cranianoagudo, por exemplo, pode resultar na formação de hematoma epidural ou subdural.Esse tipo de lesão pode ser diagnosticado rapidamente, com precisão einequivocamente através da TC de crânio.TC de Tórax O propósito da TC torácica é servir como adjunto diagnóstico à radiografiaconvencional de tórax. Entretanto, devido à relação custobeneficio, a radiografiaconvencional de tórax ainda é a ferramenta primária de rastreamento em pacientescom suspeita de doença torácica. A TC serve como uma modalidade de obtenção deimagens valiosa na avaliação e manejo de condições previamente diagnosticadas.TC abdominal e Pélvica Com o advento da TC, a habilidade para diagnosticar morfologia abdominal epélvica foi significativamente acentuada. Devido à sua velocidade e precisão, a TCse tornou uma ferramenta de controle e tratamento eficaz para doença abdominal epélvica e tem sido especialmente útil em casos de malignidade. O uso de examesdiagnósticos padrões, tais como colangiopancreatografia retrógrada endoscópica(CPRE), foi muito reduzido devido à abrangência e à relação custobeneficio da TC. 21
    • CUIDADOS NECESSÁRIOS As mulheres grávidas ou aquelas que poderiam possivelmente estar grávidasnão devem ser expostas a uma TC a menos que os benefícios diagnósticoscompensarem os riscos. As pacientes grávidas não devem ser submetidas a TC decorpo inteiro ou abdominais. Os técnologos estão instruídos não repetir películas sehouver uns erros. As pacientes grávidas que fazem uma TC ou raio X afastado daárea abdominal podem ser protegidos por um avental de chumbo para proteção dofeto. Os agentes do contraste são usados freqüentemente em exames de TC e ouso destes agentes deve ser discutido com o médico antes do procedimento. Ospacientes devem assinar um formulário autorizando a administração do contraste.Um dos agentes comuns do contraste, iodo, pode causar reações alérgicas. Ospacientes que são alérgicos ao iodo (ou a frutos do mar) devem informar o médicoantes da varredura de TC.Cuidados posteriores Nenhum cuidado posterior é requerido geralmente depois de uma varredurade TC. Imediatamente depois do exame, o responsável continuará observando opaciente para possíveis reações adversas do contraste. Os pacientes são instruídosa falar para o técnico caso esteja ocorrendo alguma reação alérgica, comodificuldade respiratória.VANTAGENS DA TC A TC pode cobrir extensas seções do corpo num só exame. Normalmente,uma ou duas áreas de um órgão são examinadas, como, por exemplo, o pulmão e aregião abdominal, a cabeça e o pescoço, etc. Os parâmetros adquiridos através dasmedições podem ser traduzidos em fotografias. Estas são imagens transversais de 22
    • planos extremamente finos do interior do corpo. Portanto, em muitos casos, mesmoo mais minúsculo processo patológico pode ser identificado.Vantagens em relação a outros exames A TC tem três vantagens gerais importantes sobre a radiografia convencional.A primeira é que as informações tridimensionais são apresentadas na forma de umasérie de cortes finos na estrutura interna da parte em questão. Como o feixe deraios-x está rigorosamente colimado para aquele corte em particular, a informaçãoresultante não é superposta por anatomia sobrejacente e também não é degradadapor radiação secundária e difusa de tecidos fora do corte que está sendo estudado. A segunda é que o sistema é mais sensível na diferenciação de tipos detecido quando comparado com a radiografia convencional, de modo que diferençasentre tipos de tecidos podem ser mais claramente delineadas e estudadas. Aradiografia convencional pode mostrar tecidos que tenham uma diferença de pelomenos 10% em densidade, enquanto a TC pode detectar diferenças de densidadeentre tecidos de 1% ou menos. Essa detecção auxilia no diagnóstico diferencial dealterações, tais como uma massa sólida de um cisto ou, em alguns casos, um tumorbenigno de um tumor maligno. Uma terceira vantagem é a habilidade para manipular e ajustar a imagemapós ter sido completada a varredura, como ocorre de fato com toda a tecnologiadigital. Essa função inclui características tais como ajustes de brilho, realce debordos e zoom (aumentando áreas especificas). Ela também permite ajuste docontraste ou da escala de cinza, o que é chamado de “ajuste de janela” para melhorvisualização da anatomia de interesse. 23