APOSTILA de TC[1]

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 naprática clínica em 1972, é uma modalidade da Radiologiareconhecida pelo alto potencial de diagnóstico. A TCpossibilitou a investigação por imagem de regiões do corpohumano até então não reproduzidas pelos métodosconvencionais. Além disso, substituiu alguns exames quetraziam muito desconforto e determinados procedimentos queacarretavam alto risco para o paciente.

Em reconhecimento ao extraordinário impactoclínico proporcionado pela TC, os inventores A.M. Cormack[19] e G.N. Hounsfield [38] foram agraciados com o PrêmioNobel 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 dopaciente, num plano axial. Um conjunto de detectoresposicionados no lado oposto do tubo captam os fótonsde raios-X que atravessam o paciente sem interagir e

• um algoritmo de reconstrução, composto de umaseqüência de instruções matemáticas, converte os sinaismedidos pelos detectores em uma imagem.

A imagem por TC é ummapeamento do coeficientelinear de atenuação da seçãodo corpo humano em estudo.A imagem é apresentadacomo uma matrizbidimensional em que, a cadaelemento desta matriz, o

pixel, é atribuído um valor numérico, denominado número deTC. Este é expresso em unidades Hounsfield (UH) e estárelacionado ao coeficiente linear médio de atenuação doelemento de volume, voxel, no interior do corte que o pixelrepresenta. O grau da qualidade da imagem liga-se à fidelidadecom que o conjunto de números de TC reproduz as pequenasdiferenças em atenuação entre os tecidos (resolução de baixocontraste ou resolução de sensibilidade) e os pequenosdetalhes das estruturas (resolução de alto contraste ouresolução espacial).

Destacam-se os seguintes pontos de superioridadeda 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 deinteresse sem a superposição das imagens das estruturasanatômicas não pertencentes à seção em estudo,

• as imagens das estruturas anatômicas conservam asmesmas proporções, isto é, não há distorção geométricae

• a obtenção de imagens digitais para as mediçõesquantitativas das densidades dos tecidos e dostamanhos das estruturas. As imagens digitalizadasadmitem manipulações pós-reconstrução da imagem, taiscomo: ampliação, refinamento, reformatação em outrosplanos (2D) e reconstrução da imagem tridimensional(3D).

Embora existam poucos estudos sistematizados sobre oimpacto da TC no diagnóstico e na terapêutica [22], éevidente o grau de credibilidade na informação extraída, ajulgar pelo explosivo aumento de investigações. O número detomógrafos computadorizados instalados crescecontinuamente, sem um sinal aparente de saturação, no Brasile 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 radiaçãoionizante e que a dose de radiação recebida pelo paciente éconsiderada alta em comparação aos outros métodos dediagnóstico radiológico, sendo ultrapassadas apenas pelasdoses envolvidas nos procedimentos radiológicosintervencionistas. As doses em órgãos podem atingir o valorde 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 filmeradiográfico na radiografia convencional. Se a dose deradiação for acima do necessário, o filme fica muitoenegrecido, prejudicando o contraste da imagem e,conseqüentemente, o potencial das informações extraíveispara o diagnóstico correto. Ainda mais, por causa doprocesso matemático de reconstrução, quanto maior a dosede radiação na TC menor será o ruído da imagem e,conseqüentemente, melhor será sua qualidade [88].

Os levantamentos dosimétricos, realizados em váriospaíses, apontam a TC como a prática médica que maiscontribui para a dose de radiação coletiva, e cujo valor estáaumentando ano a ano. Na Inglaterra, no início dos anos 90,


de 4 a 5% dos exames radiológicos foram investigações porTC e representam cerca de 40% da dose coletiva da práticamédica [98].

Comparada à radiografia convencional, a técnica deexame de TC é mais complexa a julgar pelo número deparâmetros da técnica que devem ser selecionados, os quaisestão apresentados no Quadro 1. Em cada coluna estão osparâmetros que participam das etapas de varredura ou deexposição ou de aquisição, de reconstrução matemática e daapresentação da imagem, que são processos relativamenteindependentes. Na primeira linha estão os parâmetros comunsà varredura convencional e helicoidal; na segunda e terceiraos parâmetros específicos a cada tipo de varredura. Na últimalinha, estão mostrados os parâmetros da técnica daradiografia para a projeção de cortes, que também éapresentada como topograma, radiografia digital inicial ou“surview”. Nem todos os parâmetros de varredura sãoaplicáveis a um determinado tomógrafo. Os parâmetros datécnica, com freqüência, são apresentados aos operadores dediferentes modos, quer em razão da falta de termos-padrões,o que implica na utilização de terminologia própria por cadafabricante, quer pelo fato de que os valores de algunsparâmetros são automaticamente selecionados pelo próprioprograma do tomógrafo[24].

Quadro1 -Fase de Varredura,Aquisição ou deExposição

Fase de Reconstrução Fase deApresentação

Geral(varreduraseriada ehelicoidal)

Tensão aplicada aotuboCorrente no tuboEspessura nominal decorteCampo de visão devarreduraFiltro moldado*Filtro planoadicional*Ponto focal*Número de amostras*

Campo de visão (FOV)Núcleo de convoluçãoou filtro matemáticoFiltros de imagem(outros)Tamanho da matrizAlgoritmo deendurecimento do feixeAlgoritmo de correçãode movimento

Janela: centro elarguraFiltros pós-processa-mentoFator de zoom

Específicoparavarreduraseriada

Tempo de varreduraÂngulo de rotação dotubo*Incremento da mesaInclinação dogantry

Específicoparavarredurahelicoidal

Passo ou Fator depassoVelocidade da mesaTempo total deaquisição

Algoritmo deinterpolaçãoIncremento ou separaçãoentre as imagensreconstruídas

Radiog. deprojeção decortes

Velocidade da mesa*Espessura de corte*Corrente do tuboTensão aplicada aotuboComprimento devarreduraAltura da mesaProjeção(AP/PA/lateral)

Obs: * parâmetros raramente acessíveis ao operador

A qualidade da imagem de TC é influenciada pelosparâmetros da técnica relacionados à dose de radiação(parâmetros de varredura), pelos parâmetros relacionados àreconstrução e à apresentação da imagem, e pelos parâmetrosclínicos [1, 16, 34, 55]. Estão incluídos nos parâmetrosclínicos o tamanho do paciente, sua cooperação em relaçãoao movimento e o procedimento de administração de meio decontraste [82].

O tomógrafo computadorizado é uma máquina detecnologia complexa e em constante evolução. Desde o inícioda prática da TC, tem sido dada ênfase ao aperfeiçoamentodos tomógrafos, buscando melhorar sua eficiência (obtençãode imagem) e eficácia (diagnóstico) nas investigaçõesmédicas, de modo que a evolução da qualidade da prática daTC sempre esteve fortemente vinculada ao desenvolvimentotecnológico dos componentes dos tomógrafos [31]. Isto é: dosistema elétrico-eletrônico e mecânico do “gantry”, dos tubosde raios-X, dos computadores, dos programas decomputadores e das máquinas reprodutoras de imagens. Osgrandes marcos da história da TC, na maioria das vezes,estiveram relacionados à redução do tempo de aquisição dedados do exame.

Os primeiros tomógrafos foram destinados a estudosexclusivamente da cabeça. Logo a seguir, os projetos dostomógrafos permitiram investigações de outras regiões docorpo. Até 1989, a aquisição dos dados era realizadaexclusivamente corte a corte. Este tipo de varredura é hojedenominada axial, convencional ou seriada. Durante estafase, as grandes alterações nos projetos recaíram sobre o tipode geometria, acoplamento e mecanismos de movimento doconjunto tubo de raios-X e detectores e o número dedetectores. À medida que os diferentes tipos de varreduraforam introduzidos no mercado, foram sendo diferenciadospela nomenclatura de “primeira”, “Segunda”, “terceira” e“quarta geração” [63, 100].

Em 1985, a velocidade de aquisição de dados aumentousignificativamente, com a introdução da tecnologia dos anéisdeslizantes, que permitiu a rotação contínua doscomponentes do “gantry”: tubo de raios-X e detectores. Opróximo passo foi acoplar o movimento contínuo de rotaçãodo tubo de raios-X e o movimento contínuo do pacienteatravés do gantry, produzindo a aquisição de dadosvolumétricos [20, 56, 58]. Começou a era da varredurahelicoidal. A TC helicoidal, também conhecida como espiralou volumétrica, é considerada um marco revolucionário nahistória da TC, por abrir novas perspectivas de exames eaplicações. Destacam-se as seguintes vantagens da TChelicoidal:

• a realização da varredura completa sobre um órgão ouregião com o paciente prendendo uma única vez arespiração, de modo que todos os dados são coletadosno mesmo estágio de respiração, evitando a perda de


registros anatômicos. Também são reduzidos osartefatos de movimento devido à respiração, à peristalsee à atividade cardiovascular e elimina-se a possibilidadede repetir um determinado corte quando o paciente nãoconsegue cooperar com o exame.

• a reprodução de imagens de cortes transversaisretrospectivamente em diferentes posições, inclusive decortes superpostos. Com isto, as lesões dúbias podemser reavaliadas sem exposição adicional à radiação.Também melhorou significantemente a qualidade dasreconstruções 3D e 2D.

• nos estudos com administração de meio de contrasteintravascular, é possível estudar um órgão completo, ofígado, por exemplo, em diferentes fases deintensificação do meio de contraste: a fase arterial, a faseportal e a fase tardia. Com isso, é possível obter ainformação sobre o tipo de vascularidade de lesões hipo,iso ou hipervascular em relação ao parênquima biliar. [adose de radiação é reduzida se comparada à varreduracontígua seriada quando o fator de passo é maior do que1. Isto, no entanto, acarreta uma redução da resolução debaixo contraste da imagem [57, 109].

A principal desvantagem da aquisição de TC helicoidalé o aumento do efeito de volume parcial na imagem produzidopelo alargamento na espessura da imagem do corte (perfil desensibilidade do corte, resolução longitudinal) devido ao tipoalgoritmo 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 apresentadascontinuamente [11]. Em 1992, um único fabricante lançou umtomógrafo helicoidal capaz de fazer varreduras de dois cortescontíguos e simultâneos mediante dois bancos de detectores[67]. Na Reunião da “Radiological Society of North America”(RSNA) de 1998, quatro fabricantes aplicaram este mesmoconceito, introduzindo no mercado tomógrafoscomputadorizados de multicortes que podem realizaraquisição de dados em até 4 cortes concomitantemente, o quetem reduzido expressivamente o tempo de varredura total doexame.

Em 1995, foi apresentada a obtenção de imagens de TCem tempo real, a fluoroscopia TC. Nesta técnica, as imagenssão constantemente atualizadas com o movimento contínuodo tubo de raios X, utilizando baixa corrente e, ao mesmotempo, um algoritmo de reconstrução rápido. Esta técnicaserve como um guia nos procedimentos de intervenção, taiscomo: biópsia, drenagem de líquido e bloqueamento denervos da medula (anestésico) [60] .

Outras tendências da TC direcionam-se sobretudo paraa diminuição da dose de radiação. Com os novos detectoresde cerâmica, espera-se uma redução de 30% na dose de

radiação [12, 118]. Na varredura inteligente [60] a corrente dotubo de raios-X durante a varredura varia de acordo com ograu de absorção do feixe de raios-X pelas diversas regiõesdo corpo, reduzindo consideravelmente a dose em até 20%.

É sabido que o projeto do tomógrafo computadorizadoinfluencia fortemente o potencial da aplicação clínica e ascaracterísticas da imagem. O Grupo “Imaging PerformanceAssessment of CT Scanners”(ImPACT)(htpp://www.impactscan.org) , ligado ao “Medical DevicesAgency” (MDA), na Inglaterra, é reconhecidointernacionalmente pelos trabalhos de avaliação técnica dodesempenho de imagem e da dose de radiação de tomógrafose pela disseminação do conhecimento sobre seufuncionamento.

No Brasil, embora ainda não se encontre disponível umlevantamento abrangente dos equipamentos e da prática deTC, sabe-se que os tomógrafos em funcionamento pertencema diferentes gerações tecnológicas. A tecnologia de pontapode ser encontrada nos grandes centros quase ao mesmotempo do lançamento no mercado internacional. Ao mesmotempo, existe um mercado de tomógrafos recondicionadosque entram no país por importação ou são comercializadosinternamente para as regiões de menor poder aquisitivo.

Para assegurar a boa prática de TC, é necessário umambiente que estimule o uso correto e com baixas doses deradiação. Isto requer a adoção de ações que cubram desde asolicitação da investigação até a interpretação da imagem eelaboração do laudo.

Um país de grande contraste sócio-econômico e comenormes diferenças de infra-estrutura de equipamentos e depessoal no atendimento à saúde, muitas vezes, não suporta asimples transposição de regulamentos e programassistemáticos já aprovados em países desenvolvidos,principalmente se a tecnologia de ponta está envolvida.Contudo, nunca foram tão necessárias ações efetivas queauxiliem a obtenção do máximo da infra-estrutura já existentee que orientem as futuras decisões.

O Ministério da Saúde (MS), no Regulamento Técnico -Diretrizes de Proteção Radiológica em RadiodiagnósticoMédico e Odontológico (Portaria no. 453 de 01/06/98publicada no Diário Oficial da União 2 de Junho 1998 No.103 http://www.anvisa.gov.br/legis/portarias/453_98.htm).[73], estabeleceu os parâmetrose regulamentou as ações para ocontrole das exposições emRadiologia Diagnóstica,incluindo alguns requisitosespecíficos à TC.

Por outro lado, o ColégioBrasileiro de Radiologia (CBR),com objetivo auxiliar os seus

Fase de Varredura

Perfil de Atenuação

Inte

nsid

ade

Detector

Raio Soma

Medições de Transmissão

Raio


associados a garantir a qualidade de seus serviços prestadosà comunidade, criou uma Comissão de Normatização eimplementou Programa de Qualificação ). A Comissão deNormatização, criada na Diretoria 1997/1999, procuraestabelecer um padrão mínimo para os diversosprocedimentos radiológicos. Foram organizadas câmaras deestudo em diferentes áreas da imagem(http://www.cbr.org.br/normatizacao/abertura.htm) . Aestrutura proposta para os futuros documentos são bemsemelhantes aos dos padrões estabelecidos pelo AmericanCollege of Radiologists (http://www.acr.org/f-products.html)

As Ações de Radioproteção das ComunidadesEuropéias têm organizados grupos de trabalhos em diferentesáreas específicas do radiodiagnósticos norteados com onovo conceito de Critérios de Qualidade. Esse conceitocombina três aspectos: as exigências de diagnósticos, arecomendação de um exemplo provado de uma boa técnica eassociado a estes dois , o valor de dose que é aplicada aopaciente para um dado procedimento radiológico. Emdezembro de1999, foi publicado o documento EUR 16262EN– As Orientações Européias para os Critérios da Qualidadepara a Tomografia Computadorizada@ [28] divulgaram oscritérios da qualidade aplicáveis à TC. Este documento estádisponível na internet no endereço: http://www.drs.dk/guidelines/ct/quality/

O presente curso tem como objetivo a atualização dosconceitos de física da imagem e radioproteção e, tomografiacomputadorizada, tendo como base a Portaria 453 do MS eaplicando as estratégias do documento EUR 16262 da CE

Formação da Imagem

O método de formação dos tomogramas computadorizados ébem mais complexo do que a imagem radiográficaconvencional. O processo pode ser dividido em três fases:aquisição de dados, reconstrução matemática da imagem eformatação e apresentação da imagem. Para simplificar, seráapresentada a formação da imagem de cortes axiais a partir devarredura axial ou convencional.

a) Fase de Aquisição de Dados

A fase de aquisição de dados é também conhecida como fasede varredura ou de exploração. Inicia-se com a exposição deuma 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 sistemade exposição em TC. Os fótons de radiação que atravessama seção do corpo sem interagir atingem um conjunto deelementos detectores, no lado oposto, tendo o paciente aocentro. Os detectores não "vêem" uma imagem completa daseção do corpo, apenas a projeção de uma imagem latentenesse ângulo de visão. Um “raio”, em TC, é uma “pequena

parte” do feixe de raios-X formado pelos fótons que saem doponto focal e intercepta um único elemento detector. O raio,ao atravessar o corpo, é atenuado, e a leitura do sinal dodetector é proporcional ao grau de atenuação ou ao grau depenetração do raio. Portanto, a intensidade do sinal dodetector é uma medida da atenuação. Uma projeção écomposta por um conjunto de medidas da atenuação de raios,denominado “perfil de atenuação”. Para produzir a imagem énecessário um conjunto de perfis de atenuação obtidos emdiferentes ângulos de projeção. Estes são obtidos pelarotação do tubo de raios-X em torno da seção do corpo.Durante a rotação, as leituras dos detectores são registradasem intervalos fixos de tempo

O ângulo mínimo de varredura necessário para obtera imagem através do mapeamento dos coeficientes lineares deatenuação da seção é 180o. Os dados são duplicados se arotação é completa, 360o, típica das varredura convencionais.Varreduras com ângulos menores são realizadas com oobjetivo de diminuir o tempo de varredura e com ângulosmaiores para diminuir os artefatos de movimento, em estudosdas regiões do tronco. O número de projeções e de raios e o

espaçamentoentre osdetectores são

fatoresimportantes

paracaracterísticas

da imagem.Entretanto, asua seleção é

muitas vezes automática, sendo efetuada pelo programa decomputador.

O número total de medições de atenuação durante avarredura de corte é dada pelo produto do número deprojeções e o número de raios por projeção. Cada imagemrequer cerca de 100.000 a 1.000.000 medições [63],dependendo do modelo do tomógrafo e da técnicaselecionada.

Os sinais dos detectores codificados que alimentamos programas de reconstrução da imagem são denominadosdados brutos.

b) Fase de Reconstrução da Imagem

A reconstrução de imagem de TC é um processo realizado porcomputador. Algoritmos matemáticos transformam os dadosbrutos em imagem numérica ou digital. A imagem digital é umamatriz bidimensional, em que cada elemento de matriz,

denominado depixel, recebe umvalor numérico

Projeção A

Projeção B

Tudo de R-X

Tudo de R-X

PacientePaciente

Detectores

Detectores

O°

18O°

PROJEÇÃO O° = PROJEÇÃO 18O°

µ

Espes

sura

do C

orte

Densidadedo Tecido

Energiado fóton

Número de TC 1000 ( µ t - µw) µw

= No TC

Imagem dovoxel


denominado de número de TC. O número de TC estárelacionado ao coeficiente linear médio de atenuação doelemento do objeto, o voxel, que ele representa.

A definição do número de TC em unidades Hounsfiel (UH) édada na figura acima, onde, µt é o coeficiente linear deatenuação médio do material que compõe o voxel e µw é ocoeficiente linear de atenuação da água.

Por definição, o número de TC da água é igual azero.

A seção do objeto deve ser imaginada como sefosse dividida em voxels, e cada voxel é representado por um

pixel.

O tamanho do voxel éfundamental na qualidade daimagem, sendo selecionado deacordo com o requisito clínico daimagem. Sua altura é igual àespessura do corte e a base éestabelecida pela razão entre ocampo de visão e o tamanho da

matriz. O campo de visão (FOV) é o diâmetro máximo daimagem reconstruída, selecionado pelo operador. A matriz dereconstrução é, em geral, de 512 � 512 ou 1024 � 1024 pixels.

A energia média dos fótons de raios-X está na faixade 50keV à 70keV [29]. Nesta faixa de energia, a interaçãopredominante entre fótons e tecido mole é o espalhamentoCompton, onde o coeficiente linear de atenuação tem fortedependência com a densidade do tecido. Desta forma, pelomenos para os tecidos moles, os números de TC estãointimamente relacionados à densidade do tecido. Para tecidosmenos densos do que a água, o valor de número de TC énegativo. Um número de TC positivo indica que a densidadedo tecido é maior do que a da água.

Um determinado tecido pode produzir valoresdiferentes de números de TC se investigado em diferentestomógrafos, visto que os espectros de raios X (tensão efiltros físicos) e os procedimentos de calibração do sistemanão são semelhantes. Além disso, em um mesmo tomógrafo,o número de TC de um certo tecido pode variar em função dalocalização do tecido dentro da área examinada [50, 51].

Embora haja vários métodos matemáticos para areconstrução de imagens de TC, o método da retroprojeçãofiltrada é quase que exclusivamente usado. O método deretroprojeção consiste em superpor os sinais projetados doperfil de atenuação para trás, ao longo da direção em que osdados de projeção foram coletados. Na Figura abaixo, éilustrada a imagem formada a partir de três das muitasprojeções realizadas na varredura real. É possível observaruma silhueta borrada do objeto. Com um número muito maiorde projeções, o borrão permanece devido à contribuição dos

prolongamento dos perfis que caem fora da imagem dodetalhe analisado. Para evitar o borrão as projeções são pré-processadas e submetidas a uma convolução com umafunção filtro, antes da retroprojeção (b). O filtro matemáticotambém é conhecido por “kernel’’, isto é núcleo. Aconvolução produz sinais que contêm componentes positivase negativas, que se cancelam na retroprojeção. Há diferentesfiltros 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 imagemde vídeo, para que possa ser diretamente observada em ummonitor de TV e, posteriormente documentada em filme. Estafase é efetuada por componentes eletrônicos que funcionamcomo um conversor (vídeo) digital-analógico. A relação entreos valores do número de TC do pixel da matriz dereconstrução para os tons de cinza, ou de brilho, da matriz deapresentação é estabelecida pela seleção da janela. Os limitessuperior e inferior da janela são determinados pelo centro e alargura da janela,que definem a faixados números de TCque é convertidaem tons de cinza daimagem. Os pixelsque possuemnúmeros de TCacima do limite superior da janela são mostrados na corbranca e aqueles cujos números de TC estão abaixo do limiteinferior apresentam-se em preto.

Características da Imagem em TC

As diferenças mais marcantes entre a imagemmédica por radiografia convencional e TC são geradas portrês fontes. A primeira fonte é o algoritmo de reconstrução daimagem, que envolve as medidas físicas da atenuação dosraios-X. O processo de cálculo anula o caráter local do errose incertezas das medições, que são inevitáveis em qualquer

FOV recon. (mm)

Tamanho da matriz(256, 512, 1025)

Espessura

do Corte

dd FOV recon Tamanho da matriz =

Tamanho do Voxel que o Pixel representa

IMAGEM DIGITAL

No TC (UH)

-1.000

3.000


ato de medir, e os distribui sobre toda a imagem. Assim, oponto em que a distorção na imagem é mostrada nãonecessariamente coincide com o ponto do corpo que causoua distorção. A segunda diferença encontra-se nadiscretização, isto é, o coeficiente de atenuação do tecido édeterminado a partir de um número finito de dados. Destemodo, certas regras devem ser obedecidas, caso contrárioserão produzidas distorções na imagem sem correspondentena radiografia clássica [63]. A terceira é a imagem digital.

Os principais parâmetros que descrevem fisicamentea 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. Alémdisso, dois fatores chave interferem na qualidade da imagemmédica e na segurança: o tempo de aquisição de dados e adose de irradiação por imagem. Comparada à radiografiaconvencional, as imagens por TC apresentam melhorsensibilidade de contraste (resolução de baixo contraste) ,maior perda de nitidez de detalhe, além de mais ruído eartefatos. Quanto ao tempo de aquisição de dados, emborareduções significativas tenham ocorrido ao longo dos trintaanos alcançando 0,5 s por revolução do tubo, é maior do queo tempo de exposição nas radiografias convencionais. Asdoses de radiação por exame são ainda sensivelmentemaiores.

a) Sensibilidade de contraste

O grande avanço da qualidade da imagem de TCsobre a radiografia convencional encontra-se na sensibilidadede contraste ou resolução de baixo que determina o tamanhode detalhe que pode ser visivelmente reproduzido ainda quehaja apenas uma pequena diferença na densidade relativa àárea vizinha. Os fatores que contribuem para o alto grau desensibilidade de contraste são: a imagem em planos sem asuperposição de outras estruturas fora do plano, a seleção dajanela que controla o contraste e o feixe de raios-Xrelativamente estreito que reduz a radiação espalhada.

O principal fator de degradação da sensibilidade decontraste na imagem de TC é o ruído de natureza estatística.

b) Ruído

O ruído é aquele aspecto granulado observado naimagem de TC. É resultado da natureza quântica do fótons deraios-X, que gera uma flutuação estatística local nos númerosde TC dos pixels da imagem de uma região homogênea docorpo. A magnitude do ruído é determinada pelo desviopadrão dos números de TC sobre a região de interesse (ROI)em um material homogêneo. A fonte predominante de ruídoé 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 pelatensão aplicada ao tubo, pela corrente no tubo, pelo filtrofísico, a espessura do corte, a espessura e composição daregião 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 demostrar detalhes finos de alto contraste, acima de 10% [100].A resolução espacial pode ser descrita como a menordistância entre dois objetos pequenos que podem servisibilizados na imagem. Na TC encontra-se na faixa de 0,7 mma 2,0 mm. Muitos fatores contribuem para a perda de nitideze redução da visibilidade de detalhe em TC, algunscontroláveis pelo operador e outros característicos do projetodo tomógrafo. O fator mais significativo que leva à perda denitidez é a espessura do raio da amostra ou a abertura daamostragem, visto que os detalhes anatômicos que seencontram dentro da espessura do raio não são distinguíveisdurante o processo de medir. A espessura dos raios édeterminada pela janela do detector, tamanho do ponto focal,deslocamento do ponto focal durante a medição de um perfile o espaçamento entre raios. Outro fator que influi naresolução espacial é o tamanho do voxel, que depende docampo de visão, tamanho da matriz e espessura de corte. Osfiltros de reconstrução também contribuem para a resoluçãoespacial [100].

Deve-se estar ciente de que o menor detalhe quepossa ser detectado em uma imagem de TC não correspondenecessariamente ao menor detalhe que possa ser visibilizado.Por exemplo: um detalhe de alto contraste em relação à suavizinhança e tamanho menor do que um voxel podeinfluenciar no número de TC do pixel (valor médio docoeficiente linear de atenuação). Ele vai aparecer na imagemcom um contraste relativamente visível em relação aos pixelsadjacentes.

d) Artefatos

Artefato de imagem é qualquer estrutura ou padrãona imagem que não tem correspondente no objeto em estudo.Qualquer sistema de imagem apresenta artefatos. Em virtudedo processo de formação da imagem , os artefatos em TC sãobem distintos de outras modalidades de imagem, sendoidentificados pela sua aparência. A familiaridade com taisartefatos permite ao profissional experiente descontarsubjetivamente a sua presença. Como fontes de artefatos têm-se [111]:

• movimento do paciente (listras)• objetos de alta atenuação (listras)• "aliasing" (listras)


• 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 Qualidadeda Imagem em TC

A qualidade da imagem de TC é uma matériacomplexa influenciada por parâmetros relacionados à dose,por parâmetros relacionados ao processamento da imagem epor parâmetros clínicos.

A - Parâmetros Relacionados à Dose de Radiação

a) Fatores de Exposição

Os fatores de exposição relacionados à dose deradiação para o paciente são os seguintes: tensão aplicada aotubo de raios-X (kV), corrente no tubo de raios-X (mA) etempo de exposição (s), os quais afetam tanto a qualidade deimagem como a dose de radiação para o paciente. Em geral,podem ser selecionados de um a três valores de tensãoaplicados ao tubo na faixa entre 100 a 140 kV. O valorselecionado da tensão deve contemplar a composição e aespessura da região a ser analisada e o contraste desejado.Uma vez fixadas a tensão do tubo e a espessura de corte, aqualidade 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 parauma certa imagem dependerá do filtro físico, dos detectorese da distância foco-detectores. Para um determinado modelo,aumentando-se a exposição melhora-se a resolução de baixocontraste devido à redução do ruído, porém, por outro lado,aumenta-se a dose do paciente.

A qualidade de imagem consistente com asindicações clínicas deve ser atingida com a menor dosepossível para o paciente. Nos casos em que o baixo ruído daimagem é crucial na obteção da informação, são aceitáveisdoses mais altas para o paciente.

Apenas os tomógrafos mais modernos permitem aseleção de tempo de revolução do tubo de raios-X. O tempode exposição, durante a aquisição de dados, influencia a

qualidade da imagem no tocante aos artefatos devido aomovimento do paciente, quer voluntário , quer involuntário.Tempos mais longos requerem maior cooperação do paciente.Outra vantagem da aplicação de tempos mais curtos é apossibilidade de estudos dinâmicos e o acompanhamentocinético do meio de contraste.

b) Espessura de Corte

A espessura nominal do corte, entre 1 a 10 mm, éselecionada de acordo com o tamanho da estrutura ou dalesão que se deseja estudar. Contudo, deve-se estar atento àsimplicações da espessura de corte na qualidade de imagem ena dose de radiação para o paciente. Quanto mais larga é aespessura de corte, menor será o ruído e melhor a resoluçãode baixo contraste. Entretanto, a imagem estará mais sujeita àpresença de artefatos de volume parcial. Por outro lado, asimagens de cortes mais finos apresentam melhor resoluçãoespacial. Se a espessura do corte é muito fina , entre 1 e 2 mm,as imagens podem ser afetadas de modo significativo peloruído. Para a TC helicoidal, a espessura nominal representa aespessura efetiva do feixe de radiação no eixo de rotação e aespessura da imagem do corte vai depender do algoritmo deinterpolação selecionado para a reconstrução da imagem.

c) Incremento de Mesa

Na TC seriada, a separação entre cortes, irradiado ede imagem, é definida como o incremento da mesa menos aespessura nominal do corte, que são os parâmetrosselecionáveis. Nos estudos clínicos, a separação entre cortesencontra-se na faixa de 0 a 10 mm se os cortes não sãosuperpostos. Valores negativos significam que os cortes sãosuperpostos. O espaçamento entre cortes não influencia ascaracterísticas da imagem de um único corte. Deve-se ter ocuidado de não deixar de visibilizar as lesões que caem nointervalo entre os cortes. O intervalo entre cortes não deveexceder a metade do diâmetro das lesões suspeitas. Cortesbem separados são utilizados nos estudos dos sinais dedoenças distribuídos em todo o tecido. Os cortes seriadossuperpostos são utéis nas reconstruções multiplanares outridimensionais, diminuindo a aparência de degrau.

Para um dado volume de investigação, quantomenor é a separação entre cortes maior será a dose local e adose integral para o paciente. O aumento na dose local é emrazão da superposição dos perfis de dose de cortesadjacentes. Já o que causa o aumento na dose integral é oaumento do volume de tecido diretamente irradiado, comoindicado pelo fator de empacotamento.

d) Passo ou Fator de Passo


Na TC helicoidal a separação entre cortes, durantea fase de exposição, é dada pelo passo. O passo é definidocomo a razão entre o deslocamento da mesa durante umarotação completa do tubo e a espessura nominal de corte.Alguns fabricantes empregam o termo fator de passo, que éo vocábulo que melhor o define, visto que o passo de umahélice se refere à distância entre dois pontos, cujos ângulospolares é 22π. Na prática médica, seleciona-se o fator depasso com os valores entre 1 e 2. Valores menores do que 1significam que os cortes irradiados são sobrepostos. Emtermos de dose e imagem, a maioria dos parâmetros daimagem são equivalentes se a região é investigada pela TCseriada contígua ou a TC helicoidal com passo = 1[57]. Parapasso maior do que 1, a dose de radiação é reduzida secomparada com a varredura contígua em série, assim como aresolução de baixo contraste da imagem. O similar navarredura helicoidal seriam cortes não contíguos. Neste caso,na varredura helicoidal não há perda de registro dasestruturas, o que ocorre no intervalo de separação entre oscortes na TC convencional. Se as imagens dos cortes sãoreconstruídas em intervalos iguais à espessura nominal decorte e o fator de passo na aquisição é maior do que 1,5,haverá perda significativa na resolução de baixo contraste daimagem final [109].

e) Inclinação do “Gantry”

A inclinação do “gantry” é definida como o ânguloentre o plano vertical e o plano formado pelo tubo de raios-X,o feixe de raios-X e o conjunto de elementos de detecção. Ogantry, normalmente, permite inclinação de –25o a +25o Umângulo diferente de zero pode ser apropriado para reduzir oueliminar artefatos ou reduzir a dose de radiação em órgãos outecidos radiosensíveis.

f) Volume de Investigação

O volume de investigação é o volume de imagemdefinido pelo início e pelo fim da região estudada. Deve-secobrir todas as regiões que tenham possibilidade deapresentar sinais de doenças para a indicação do exame.Considerando que todos os outros parâmetros permaneçam

fixos, quanto maior o volume de investigação maior será adose para o paciente.

B - Parâmetros de Reconstrução e Apresentação daImagem

a) Campo de Visão (FOV)

O campo de visão (FOV) é definido como o diâmetromáximo na imagem reconstruída e abrange a faixa de 12 a 50cm. Escolher um FOV pequeno significa reduzir o tamanho do“voxel”, uma vez que se utiliza toda a matriz de reconstruçãopara uma região menor do que no caso de um FOV maisextenso. Isto traz a vantagem de melhorar a resolução espacialda imagem. Ao se selecionar o FOV deve ser ponderado setodas as regiões com possíveis sinais de doença foramincluídas. O FOV muito pequeno pode excluir sinaisrelevantes da doença.

b) Algoritmo Matemático

O algoritmo de reconstrução é composto de instruçõesmatemáticas para o cálculo da imagem e as etapas principaissão a convolução dos perfis de atenuação e, posteriormente,a retroprojeção. O aspecto e as características da imagem deTC são fortemente dependentes do algoritmo selecionado,especificado pelo núcleo ou filtro de convolução. O algoritmode reconstrução é selecionado conforme a indicação clínicae a área em estudo. Os algoritmos padrões ou de tecidosmoles são os apropriados para a maioria dos exames. Existemoutros tipos de algoritmos: alguns intensificam as bordasmelhorando a resolução espacial, apropriados para exibir aimagem detalhada do tecido ósseo e do parênquimapulmonar; 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 aquisiçãode dados em helicoidal, há dois tipos de interpolaçõesbásicas. Elas usam perfis de atenuação tomadas a meiarotação (180o) ou em uma rotação completa (360 o) do tubonos dois lados do plano que se deseja a imagem. Sãoindicados por termos claros como: >interpolação linear 180�=(IL 180 ), ou >interpolação linear 360 o = (IL 360) por algunsfabricantes. Outros fabricantes empregam uma terminologiaprópria como >slim= ou >wide=, ou >interpolação 1= e>interpolação 2=. Além desses dois tipos básicos deinterpolação linear, vários sistemas possuem outros tipos deinterpolações. Algumas vezes elas são utilizadas comopadrão [24]. A interpolação linear 360 o que não é o padrãomais freqüente, dá origem a uma imagem do cortesignificantemente mais larga do que a correspondente

Varredura convencional Varreduras helicoidaisPasso = 1

d= TPasso = 1,5

d= 1,5 TPasso = 2

d= 2 T

Distância percorrida pela mesa durante uma rotação do tubo de 360 ° (d)Espessura nominal do corte (T)

Passo = —————————————————————————————————

T Td d


varredura axial padrão usando o mesmo colimador deespessura de corte.

d) Algoritmos de Endurecimento de Feixe deCorreção de Movimento

A reconstrução das imagens pode ainda incorporaroutras funções tais como: algoritmos de endurecimento defeixe para as investigações da cabeça, ombro ou pelve ealgoritmo de correção de movimento para as varreduras detronco. Elas são incorporadas como características padrão,ou são fornecidas como opções de acordo com a preferênciado usuário.

e) Tamanho da Matriz de Reconstrução

A matriz de reconstrução é o arranjo de linhas ecolunas de pixels da imagem reconstruída, tipicamente 512 x512 e 1024 x 1024. Os tomógrafos mais antigos apresentammatriz de reconstrução de menor tamanho.

Observação: Se os dados brutos de aquisição sãoarmazenados e o processo de reconstruçãoposteriormente executado, diferentes características daimagem podem ser obtidas sem a irradiação adicional dopaciente. Por exemplo: se se deseja analisar os tecidosmoles e os detalhes das estruturas ósseas, os dadosbrutos são chamados à memória do computador, realizadaa reconstrução com o algoritmo matemático padrão e,depois, imagens são reconstruídas com o algoritmo deintensificaçao de bordas. Esta prática de armazenar todosos dados brutos para depois realizar os processamentosmatemáticos não faz parte da rotina, visto que elesocupam muito espaço em disco ou memória.

f) Ajuste da Janela de Apresentação

Uma janela é caracterizada pela sua largura e o seu centro dajanela, expressos em UH. A largura de janela é definida comoa faixa de números de TC que é convertida em tons de cinza.De modo geral, para reproduzir uma faixa ampla de tecidos éapropriada uma janela mais larga. Janelas mais estreitas sãomais convenientes para mostrar tecidos específicos. A

posição da janela é definida como o valor do centro da janelausada para exibir o tom de cinza médio, de modo que oobservador seleciona-a de acordo com as características deatenuação da estrutura de interesse.

O ajuste correto da janela é também fundamental naanálise das formas das estruturas. Por causa dos artefatos devolume parcial, o número de TC da borda entre duasestruturas contíguas é igual a um valor intermediário entre ovalor do número de TC de cada estrutura. Isso dá umaimpressão ótica de uma sombra acizentada no limite dassuperfícies. A resolução espacial da forma das estruturaspode ser aperfeiçoada ajustando-se a janela de modo que asestruturas fiquem melhor visibilizadas. Janelas muito estreitasminimizam o efeito de penumbra e melhoram oticamente aestrutura em estudo [111].

Pelo que foi mostrado acima, o centro e a largura dajanela determinam o contraste da imagem e o tamanho dasestruturas na imagem.

g) Filtros pós-Processamento

Em adição aos principais algoritmos de reconstruçãoque são aplicados aos dados iniciais de atenuação (dadosbrutos), muitos tomógrafos oferecem filtros pós-processamento que podem ser aplicados para suavizar ouintensificar a imagem final na tela do monitor. Há uma largavariedade 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 campoinvestigado. Os valores dos pixels relativos àquele setor sãoredistribuídos, por interpolação, por toda matriz deapresentação. O “zoom” auxilia a análise de detalhes daimagem, acarretando, porém, a perda de nitidez.

C - Pârametros Clínicos

O tamanho e a composição do paciente afetam os

C

No TCA

W

W

WB

A B CCentro da Janela Constante

No TC

A

W

L

W

L

W

L

B C

Largura da Janela Constante


aspectos característicos da imagem tomográfica. Para umadada exposição, as imagens de um paciente de grande porteapresentam mais ruído do que as imagens de pacientes demenor porte. Então, espera-se que aumentando a dose deradiação poder-se-á ter uma imagem melhor. Ocorre que agrande quantidade de tecido adiposo em pacientes obesosproduz melhor delineação das estruturas do que ocorre compacientes não obesos. Assim, a qualidade da imagem para odiagnóstico pode ser adequada, embora com mais ruído.Portanto, aumentar a dose de radiação para pacientes obesosnão é regra geral. Por outro lado, pode não ser adequada aredução de dose em pacientes caquéticos, em razão da faltainerente de contraste do corpo [54]. As etapas de preparo doexame também concorrem para o sucesso da investigação. Opaciente deve ser orientado a cooperar o máximo possíveldurante o procedimento. Em geral, o paciente devepermanecer em supino. Um posicionamento especial pode serútil para reduzir os artefatos ou minimizar a exposição emórgãos ou tecido mais radiosensíveis.

O paciente deve permanecer o mais imobilizadopossível. As fontes principais de artefatos de movimentosinvoluntários do paciente são: respiração, atividadecardiovascular, peristalse e engasgo. Os artefatos ficamreduzidos diminuindo-se o tempo de aquisição de dados.

Em exames de TC na região pelvi-abdominal, deveser prescrita a administração de meio de contrate oral emintervalos de tempo e em dosagem apropriada à indicaçãopara opacificar as cavidades. A administração de meio decontraste via retal pode ser necessária em alguns exames dapelve. Em alguns exames ginecológicos, utiliza-se o tampãovaginal.

A administração de meio de contraste intravenosoé necessária em alguns estudos e deve ser aplicada de formaapropriada à indicação clínica, levando-se em consideração osfatores de risco [82]. Se for administrado meio de contrasteintravenoso, o paciente deve fazer o exame em jejum, excetode líquidos.

Os órgãos radiosensíveis devem ser protegidossempre que possível, isto quando estiverem fora do campo deimagem, de 10 a 15 cm do volume de investigação. O protetorde gônadas masculino tem se mostrado eficaz. O mesmo nãoocorre com os protetores das gônadas femininas [10, 86].

Uma radiografia de projeção de cortes é necessáriapara definir o volume de varredura.

Grandezas Dosimétricas Usadas Em TC

Na TC a fonte de irradiação em movimento rotacionalproduz, no interior da seção do corpo nopaciente,distribuição de dose absorvida mais uniforme que ados outros procedimentos da Radiologia Convencional ondea irradiação é unidirecional [39, 63]. Os parâmetros deexposição influenciam o valor da dose. Já a distribuiçãoespacial relativa da dose absorvida depende dos parâmetrosgeométricos da unidade, tais como o ângulo de abertura,distância foco-centro de rotação e, fundamentalmente, daforma e composição do filtro moldado [17, 50, 51].

Por outro lado, o feixe de radiação em TC sendomuito fino, e a fonte de raios-X estando em movimentodurante a exposição não permitem o uso dos instrumentospara medir radiação do mesmo modo que na RadiografiaConvencional. Existe um grande número de grandezaspropostas para a descrição do campo de radiação e a dose nopaciente em TC [7,8, 17, 23, 24, 65, 70, 72, 88, 91, 93 ].

Em 1981, dois descritores de dose foramintroduzidos pelo FDA [93]: o índice de dose em tomografiacomputadorizada (CTDI) e a dose média em múltiplos cortes(MSAD). Eles deram origem às formas mais difundidas dedescrição da dose. Vale ressaltar que, no começo dos anos80, o único modo de varredura existente era a varreduraseriada, ou seja, corte a corte.

O CTDI é definido como a razão entre a integral doperfil de dose em um único corte (D1(z)) ao longo de umalinha infinita perpendicular ao plano tomográfico e o produtoda espessura nominal de corte (T) pelo número de cortesirradiados por varredura (n), ou seja:

A largura do perfil de dose absorvida, mesmo no ar,é maior do que a espessura nominal de corte. Estadiscrepância é mais acentuada quando se trata de varredurade cortes finos [24, 32, 47, 75, 88]. O valor estimado de CTDIrepresenta o valor da dose em um elemento de volume devido à exposição de um único corte como se toda a doseabsorvida do perfil fosse homogeneamente concentrada emum elemento de volume de tamanho igual a um elemento deseção de área e espessura igual à espessura nominal de corte.O CTDI pode ser estimado no ar (CTDIar , com poucacontribuição de radiação espalhada), e no simulador (com a

contribuição de radiação espalhada).

∫∞

∞−

= dzzDnT

CTDI )(1

1


A MSAD é um descritor de dose local, definida paramúltiplos cortes, de espessura nominal T e com separação (I)constante, como a dose média na seção efetiva do cortecentral ao longo de uma distância entre dois cortesconsecutivos (I), ou seja

Se o número de cortes é suficientemente grande, porexemplo 14 cortes [77], a contribuição da irradiação dos cortesmais longínquo no corte central é desprezível , portanto:

Nos casos dos cortes serem contíguos, tem-se:

Da própria definição, a MSAD só é possível serestimada em um simulador padrão. O FDA também definiuque os simuladores padrão seriam de cabeça e de tronco [30].

A MSAD é a grandeza recomendada pela AmericanAssociation of Physicists in Medicine (AAPM) para ostestes de aceitação [2]. Foi também a grandeza básica em doislevantamentos de dose em exames de TC de crânio nosEstados Unidos. No primeiro, as estimativas foram realizadasna periferia do simulador [71], a 1 cm da borda e no segundolevantamento com as medidas no centro do simulador [18]. Osprotocolos de medir, nos dois casos, estabeleciam aestimativa de CTDI, isto é, medições de dose durante aexposição de varredura de um único corte e a estimativa deMSAD usando as mesmas suposições que as utilizadas parao estabelecimento das equações B.3 ou B.4.

O FDA adotou uma definição particular para oCTDI, o CTDIFDA [30], para os testes de conformidade nostomógrafos comercializados nos Estados Unidos. O CTDIFDA

envolve a integração de D1(z) sobre um intervalo equivalentea 14 vezes a espessura nominal do corte, em um simuladorpadrão (cabeça ou tronco). Ele é expresso em termos da doseabsorvida no PMMA. O intervalo escolhido se deu,provavelmente, pelo fato já aceito pelos especialistas de que14 cortes seriam suficientes para estabelecer uma relaçãodireta entre CTDI e MSAD. Como todos os fabricantes quecomercializam tomógrafos nos Estados Unidos foramobrigados a reportarem os valores de CTDIFDA para todos os modos de operação, no centro do simulador e na periferia a1 cm das bordas, foi gerada uma base de dados de dosimetriade TC. Esta grandeza, CTDIFDA, no entanto, não é prática dese medir porque o intervalo de integração varia com aespessura nominal de corte. Na realidade, o modo mais

prático para fazer medidas para estimar CTDI é utilizar umacâmara de ionização do tipo lápis, de comprimento sensívelde 100 mm, projetada especialmente para TC [104]. Medidadeste modo e com o intervalo de integração de 100 mm, a

grandeza é denominada de CTDI100 .

De modo a simplificar os procedimentos de medirCTDIFDA e, ao mesmo tempo, permitir uma comparação entreos resultados de medições de dose nas diferentes versões deCTDI, foram determinados fatores de conversão entreCTDI100,PMMA (intervalo de integração de 100mm , medido eexpresso no PPMA) e CTDIFDA para as diferentes espessurasde corte, simuladores (cabeça ou tronco) e posições dentrodo simulado [24, 62].

O CTDIar é uma grandeza relacionada com orendimento do tubo de raios-X do tomógrafo e é adequada para os testes de constância. Foi a grandeza básica de medidada radiação nos levantamentos da prática de TC nos paísesda Europa [16, 33, 49, 83, 95, 97]. Por si só, o CTDIar não é umbom indicador para fazer comparações entre os níveis deradiação devido a técnicas de exames entre diferentesmodelos ou serviços. Do mesmo modo, não serve comoindicador do risco de radiação. A relação entre CTDIar e adose efetiva, a grandeza de radioproteção relacionada aorisco devido à radiação, varia de um fator de até 3 entre osdiferentes modelos de tomógrafos [17, 97]. Estas diferençassão causadas pelos projetos dos tomógrafos que empregamdiferentes desenhos e materiais de filtro moldado. Contudo,o CTDIar é a grandeza operacional fundamental na dosimetriado paciente. A dose efetiva para um determinado protocolode técnica radiográfica pode ser calculada a partir da medidade CTDIar e a utilização dos coeficientes de conversão para asdoses em órgãos. Estes coeficientes são determinados paracada modelo de tomógrafos, usando a técnica de Monte Carloe um simulador matemático antropomórfico [52, 115].

Quando as medidas de radiação são realizadas ao arlivre, CTDI100,ar, o comprimento da câmara de ionização ésuficiente para abranger todo o perfil de dose para asespessuras de corte típicas das empregadas na clínica.Porém, se as medições são realizadas em simuladoresdosimétricos, a radiação espalhada no seu interior modificao formato da função perfil de dose, alargando-o de muitas

=

IT

CTDIMSAD .

CTDIMSAD =

idealCTDIdzzDT

=∫∞

∞−

)(1

FDA

T

T

CTDIdzzDT

=∫−

7

7

)(1

cm

cm

cm

CTDIdzzDT

10

5

5

)(1=∫

− 10 cm

14 T

-∞ z ∞

Descritores de Dose - CTDI

∫−

=2

2

, )(1

I

IIN dzzD

IMSAD


vezes o valor da espessura nominal do corte. Neste caso, ointervalo de 100 mm passa a ser insuficiente para cobrir todoo perfil axial de dose dentro do simulador para cortes maisespessos.

A razão entre os valores de CTDIFDA e de CTDI 100

estimados no centro e a 1 cm da borda dos simuladores variade até 4 vezes [17], entre os vários modelos de tomógrafos, devido à influência dos filtros moldados na distribuição dedose no interior dos simuladores [17, 51]. Portanto, medir aradiação em apenas um ponto não caracteriza as diferenças nadistribiuição de dose entre os diferentes modelos detomógráfos.

Leitz e colaboradores [65] propuseram uma grandezaprática como indicadora de dose média em um único corte, oÍndice Ponderado de Dose em Tomografia Computadorizada, CTDIw. Presumindo que a dose no simulador diminuilinearmente na direção radial, no sentido da superfície aocentro, eles definiram CTDIw como:

CTDIw = 1/3 CTDI100,C + 2/3 CTDI100, P

onde, CTDI100,c representa a medida realizada no centro eCTDI100,p representa a média das medidas em quatro pontosdiferentes em torno da periferia do simulador.

PRINCÍPIOS DE RADIOPROTEÇÃO ECRITÉRIOS DE QUALIDADE EM TC

1 Princípios Básicos de Radioproteção para AplicaçõesMédicas

Os dois princípios básicos de Radioproteçãorecomendados pela Comissão Internacional de ProteçãoRadiológica (ICRP) para as exposições médicas, são: ajustificação da prática e a otimização da radioproteção,incluindo as considerações de níveis de dose de referênciapara Radiodiagnóstico [41, 42, 43]. A ênfase é manter a dosepara o paciente o mais baixa quanto razoavelmente exeqüível(princípio ALARA), compatível com os padrões aceitáveis dequalidade de imagem. Esses princípios foram adotados noRegulamento Técnico do Ministério da Saúde “Diretrizes deProteção Radiológica em Radiodiagnóstico Médico eOdontológico” [73].

1.1 Justificação da Prática

O primeiro passo para a radioproteção é ajustificação da prática, que na Radiologia está intimamenteligada ao grau de informação que pode ser extraído doestudo. A investigação radiológica só é justificável se houver

uma indicação clínica válida.

Como qualquer método que envolve radiaçãoionizante, ao ser solicitado um exame de TC é necessárioponderar se o resultado desejado pode ser conseguido poroutros métodos acessíveis e com um menor risco associado.Em muitos casos, as imagens por ultra-som (US) eressonância magnética (RM) apresentam-se como métodosalternativos à TC [22].

O valor alto da dose de radiação em TC exigecuidado especial na solicitação do exame em mulheresgrávidas e crianças. Do mesmo modo, cuidados especiaisdevem ser tomados quando órgãos ou tecidos maisradiosensíveis são expostos. Os critérios de autorização deuma solicitação de exame, nestes casos, devem ser maisrestringentes.

A seleção da técnica de imagem mais adequada àquestão clínica é, muitas vezes, tarefa não trivial frente àrápida evolução dos métodos de imagem. A OrganizaçãoMundial de Saúde (OMS) [113, 114] e o Royal College ofRadiology [90] têm publicado guias de orientação paramédicos solicitantes. Com isso, procuram evitar custossupérfluos para a saúde, irradiações desnecessárias aospacientes e desgaste emocional dos pacientes e seusfamiliares.

Os regulamentos técnicos, por exemplo o daInglaterra, exigem que um profissional qualificado, o médicoradiologista, aprove a necessidade do exame de TC, em razãodas altas doses de radiação envolvidas. Com isto, ele assumetoda a responsabilidade clínica do exame [89]. Nestaestrutura, o médico radiologista e o médico solicitante devemtrabalhar em estreito contato a fim de estabelecer oprocedimento mais apropriado para o paciente. No Brasil, aresponsabilidade das vantagens, limitações ou proibições daprática radiológica e dos riscos de radiação associados aoprocedimento recaem sobre o médico que prescreve ousolicita o exame [73] e sobre o médico radiologista que realizaou orienta o exame.

1.2 Otimização da Radioproteção

Justificada a solicitação do exame, o próximo passoda 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 temestimulado a aplicação de níveis de referência para exames deRadiodiagnóstico como subsídio à otimização daradioproteção nas exposições. Os níveis de referência para oRadiodiagnóstico servem como o limiar para desencadear umainvestigação quando a dose de radiação estiver acima dasituação ótima e forem urgentes as ações de redução de dose.Permitem, também, comparar as técnicas de exames realizados


em diferentes serviços e em diferentes modelos deequipamentos. Os níveis de referência para Radiodiagnósticoauxiliam apenas a identificação da prática inadequada, nãosendo bons indicadores do desempenho satisfatório daimagem. Eles podem ser estabelecidos com base emlevantamentos de dose em larga escala, levando em conta avariação de desempenho entre os diferentes serviços eclínicas [40]. Esta abordagem foi aplicada com sucesso, naInglaterra, para os exames mais freqüentes de radiografiaconvencional. Para cada tipo de exame, o valor do nível dereferência foi estabelecido pragmaticamente como o valor doterceiro quartil da distribuição das doses médias de amostrasrepresentativas de pacientes de cada serviço [89, 99]. Osserviços com doses acima do terceiro quartil foramencorajados a investigar as causas e se ajustarem à boaprática.

A informação clínica abrange duas fases: qualidadeda imagem e qualidade da interpretação clínica. Mesmo apósum século da utilização de procedimentos radiológicos, équase impossível definir de modo claro e sem equívocos aqualidade da imagem radiológica.

Como o desempenho dos equipamentos écomponente importante na cadeia da formação da imagem ea metodologia dos testes para verificação e constância dosaspectos técnicos e físicos já estão estabelecidos, muitasvezes as estratégias de otimização restringem-se ao programade controle de qualidade do equipamento [21 ,106].

Stender e Stieve [102], em 1984, propuseram abordagem abrangente para avaliação da boa prática deimagem diagnóstica. Eles sistematizaram uma base paraestabelecer critérios de qualidade para exames radiográficos,com os requisitos físicos, técnicos e clínicos e apresentaramos primeiros critérios da qualidade para alguns examesradiográficos [102,103].

O conceito de critérios da qualidade interligando osaspectos da qualidade diagnóstica da imagem, dose deradiação ao paciente e técnica de boa prática foi reconhecidopelo Grupo de Radioproteção da CE que os adotou comobase para uma infra-estrutura operacional de proteçãoradiológica [92]. As orientações referentes aos critérios daqualidade fornecem um apoio para a interpretação correta daimagem.

Um processo coerente para o estabelecimento dosvalores dos níveis de referência para Radiodiagnóstico foiapresentado por Moores [74]. A seqüência proposta é: apartir do consenso dos requisitos mínimos da imagem clínica,procuram-se os parâmetros da técnica que produzam essasimagens, seleciona-se a que é adequada à rotina,considerando as alterações decorrentes das diferenças detamanho entre pacientes e o nível de dose. O valor do nívelde dose de referência é então estabelecido.

2 Critérios da Qualidade

Em 1984, na CE, teve início a formação de grupos detrabalhos para estabelecer diretrizes para a implantação decritérios da qualidade em várias aplicações da Radiologia [92].O primeiro documento publicado foi na área de radiografiaconvencional para adultos [26]. Logo após foramapresentados critérios da qualidade para a radiografiaconvencional pediátrica [27] e mais recentemente para TC empacientes adultos [28]. Estão em andamento os grupos deestudos para TC pediátrica e para os procedimentosradiológicos intervencionistas. Têm sido realizadoslevantamentos cobrindo toda a Europa para verificar se oscritérios propostos são adequados, compreensíveis eexeqüíveis. Ao mesmo tempo, tais levantamentos forneceminformações sobre o grau de desempenho das imagensmédicas no continente. Os resultados também têm sido úteispara a revisão dos critérios da qualidade. Até o momento jáforam realizados dois levantamentos sobre a técnica deradiografia convencional em adultos [68, 69] e um sobre TC[48, 53]. O Brasil participou de um desses levantamentos deradiografia convencional realizado em 1991 [68]. Os critériosda qualidade para o exame mamográfico foram incorporadosà metodologia do Programa de Certificação do CBR emMamografia [61].

2.1 O Documento EUR 16262 - Critérios da Qualidade emTomografia Computadorizada

O Documento EUR 16262 [28] apresenta as diretrizes da CEpara os critérios da qualidade em TC. O objetivo dodocumento é direcionar a prática da TC no sentido de seobter imagens de qualidade aceitável em todos os países daEuropa com dose de radiação, por exame, razoavelmentebaixa. Ele se destina aos profissionais técnicos e médicosenvolvidos na realização do exame, aos que projetamtomógrafos computadorizados e acessórios, aos que fazemmanutenção dos equipamentos, aos que especificam ecompram equipamentos e às autoridades sanitárias.

O Documento apresenta os critérios da qualidade para seisgrupos de exames de TC: crânio, face e pescoço, coluna,tórax, abdome e pelve, ossos e juntas. Cada grupo de examesé subdividido nos exames mais freqüentes de órgãosespecíficos 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, selatúrcica e hipófise, glândulas salivares (parótida esubmandibular), faringe e laringe.

Coluna: estruturas vertebrais e para vertebrais, segmentolombar da coluna (herniação discal) e medulaóssea.


Grupo Exames

Tórax: tórax geral, tórax vasos do mediastino e tórax altaresolução

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 pacientesadultos de aproximadamente 70 kg e 1,70 m de altura, comindicações comuns à técnica de TC.

O Documento EUR 16262 deixa bem claro que essescritérios não são aplicáveis a todos os casos. Para certasindicações clínicas, imagens de qualidade inferior sãoaceitáveis. Neste caso, a dose de radiação para o pacientedeveria ser mais baixa.

As recomendações para cada exame sãoorganizadas em: etapas preparatórias do exame, requisitospara o diagnóstico especificando os critérios anatômicos,critérios de dose de radiação para o paciente, exemplos detécnica para uma boa imagem, e condições clínicas queafetam a qualidade da imagem.

a) Etapas Preparatórias do Exame

As etapas preparatórias visam garantir a justificativa e ocontrole do exame, compreendendo: indicação do exameacompanhado dos exames anteriores, preparo do paciente eradiografia de planejamento dos cortes.

b) Requisitos para o Diagnóstico

A qualidade da imagem de TC é fundamental para odiagnóstico correto. Para garantí-la, é necessário um controlefísico da qualidade e um método para avaliar a qualidade daimagem para o diagnóstico. Assim, os requisitos para odiagnóstico são apresentados como os critérios anatômicosda imagem e os critérios físicos da imagem

Os critérios anatômicos da imagem são os requisitosque devem ser atendidos quando são propostas questõesclínicas específicas a fim de auxiliar o diagnóstico. Eles levamem conta a visibilidade de estruturas anatômicas importantesque devem estar presentes na área em estudo e o contrasteentre os diferentes tecidos de interesse em função da suarelação com a manifestação radiográfica de uma doença,disfunção ou trauma. Se essas marcas anatômicas e ocontraste entre os tecidos são bem visíveis em uma imagemtomográfica, então a imagem será capaz de apresentar ossinais da doença, quando presentes.

Os requisitos para o diagnóstico distinguem trêsgraus de visibilidade. Como até o momento não existemdefinições internacionalmente aceitas quanto aos termos quedescrevam tais graus de visibilidade, adotou-se a

terminologia:

A- Visualização: Órgãos e estruturas são detectáveis no volumeinvestigado.

B- Reprodução crítica: Os detalhes das estruturas para a indicaçãoespecífica são discriminados em um grauessencial para o diagnóstico. Estão incluídosos termos:

B.1 - Reprodução: Detalhes de estruturas anatômicas são visíveis,embora não estejam necessariamente bemdefinidos; detalhes emergentes; indícios

B.2 - Reproduçãovisualmente precisa:

Os detalhes anatômicos estão claramentedefinidos; detalhes evidentes.

Os parâmetros físicos da imagem são mensuráveispor meio de simuladores e incluem ruído, resolução de baixocontraste, resolução espacial, linearidade, homogeneidade eestabilidade dos números de TC e perfil de sensibilidade decorte. Os testes de rotina para avaliar a constância dodesempenho são especificados para os critérios físicos daimagem, fazendo parte, portanto do programa de controle dequalidade do tomógrafo que os serviços devem implementar[16, 73] a fim de garantir seu desempenho com qualidadesatisfatória.

c) Critérios de Dose de Radiação para o Paciente

Quanto aos Critérios de Dose de Radiação para oPaciente, as diretrizes propõem dois descritores de dose: oíndice ponderado de dose de TC (CTDIw) e o produto dose-comprimento (DLP):

CTDIw é aproximadamente a dose média sobre um únicocorte, medido em um simulador padrão dosimétrico de cabeça(h) ou simulador padrão de tronco (b), expressos em termosde dose absorvida no ar (mGy). Os simuladores padrõesdosimétricos são adotados pela International ElectrotechnicalComission (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 tomografiacomputadorizada medido no centro do simulador com umacâmara de ionização de 100 mm de comprimento ativo eCTDI100,p representa a média das medições nas mesmascondições, porém realizadas em quatro pontos diferentes emtorno da periferia do simulador.

A estimativa de CTDIw fornece um controle datécnica de exposição, em especial do ajuste do mAs.

DLP: também avaliado em simulador padrão dosimétrico decabeça ou de tronco, é expresso em termos de dose absorvidano ar - comprimento (mGy cm). A monitoração do DLPfornece o controle do volume de irradiação e a dose total deum exame.

O produto dose-comprimento para um examecompleto:


DLP = Σi nCTDIw x C x N x T (mGy cm)

onde i representa uma seqüência de corte do exame quecompõe parte do exame e N é o número de cortes, cada um deespessura T (cm), nCTDIw é CTDIw normalizado pela exposiçãoradiográfica (mAs) e C exposição radiográfica em mAsutilizada na seqüência.

No caso de varredura helicoidal, o produto dose-comprimento é:

DLP = Σi nCTDIw x Tx A x t (mGy cm)

onde i é cada seqüência helicoidal que compõe um exame, Té a espessura nominal do corte irradiado (cm), A é a correntedo tubo (mA) e t é o tempo total de aquisição (s) para aseqüência. O valor do nCTDIw é determinado para um únicocorte como em uma varredura serial.

A monitoração de DLP fornece o controle dovolume de irradiação e a exposição total de um exame.

O CTDIw e o DLP formam a base das grandezas queexpressariam os níveis de dose de referência para a TC . NoBrasil, o descritor dose média em múltiplos cortes (MSAD) foiadotado 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]. Asdefinições e detalhes desses descritores de dose estãodescritos no Apêndice B. O presente trabalho considera asgrandezas CTDIw e o DLP como as que expressam os critériosde dose para uma boa prática.

Os níveis de dose dependem da técnicaradiográfica, dos equipamentos e das características clínicase físicas do paciente [79]. Os valores para os critérios dedose da CE foram obtidos a partir de dois levantamentosabrangentes de dose. O primeiro foi no início dos anos 90 naInglaterra para os exames de rotina [95, 97] e o segundo foium estudo piloto dos critérios de imagem para alguns exames(seios da face, segmento lombar da coluna, tórax altaresolução, fígado e baço, e ossos da pelve) [48].

d) Exemplos de Técnica de Boa Imagem

Os Exemplos de Técnica de Boa Imagem fornecemos parâmetros de técnica de TC que facilitariam ocumprimento dos requisitos de diagnóstico e de dose deradiação para o paciente. Se estes requisitos não foremcumpridos, então os exemplos de técnica de boa imagempodem ser usados como um guia para alcançá-los.

Os parâmetros que contribuem para o cumprimentodos Requisitos para o Diagnóstico e os Critérios de Dose deRadiação para o Paciente são: a posição do paciente, ovolume de investigação, a espessura nominal de corte, aseparação entre cortes para TC seriada ou o fator de passo na

TC helicoidal, o campo de visão (FOV), a inclinação dogantry, a tensão aplicada ao tubo de raio X (kV), a exposiçãoradiográfica (mAs), o algoritmo de reconstrução, a seleção dajanela para a exibição da imagem de interesse e os meiosadicionais de proteção.

e) Condições Clínicas com Impacto no BomDesempenho da Imagem

Descrevem as condições do paciente e as particularidadestécnicas que exigem a atenção e a intervenção do operador.São categorizadas em: movimento do paciente, administraçãode meio de contraste intravenoso, problemas e armadilhas daimagem e modificação relevante da técnica.

2.2 Critérios da Qualidade para os Exames Crânio Rotinae Abdome Rotina

A seguir serão transcritos os critérios da qualidadepara os exames de crânio rotina e abdome rotina propostospelo Documento EUR 16262 [28].


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 alternativosem dose de radiação ionizante

- Preparação do paciente: informação a respeito do procedimento; restrição de comida. mas não de líquido, se foradministrado meio de contraste intravenoso

- Radiografia para o planejamento de cortes: lateral - da base do crânio ao vértex; em pacientes com múltiplosferimentos da coluna cervical ao vértex

1. REQUISITOS PARA O DIAGNÓSTICO

Critérios da Imagem:

1.1 Visualização de:1.1.1 Todo o cérebro1.1.2 Todo o cerebelo1.1.3 Toda calota craniana1.1.4 Ossos da base1.1.5 Vasos após meio de contraste intravenoso

1.2 Reprodução crítica1.2.1 Reprodução visualmente precisa da borda entre a substância branca e substância cinzenta1.2.2 Reprodução visualmente precisa do gânglio basilar1.2.3 Reprodução visualmente precisa do sistema ventricular1.2.4 Reprodução visualmente precisa do espaço do liquor cerebroespinal em torno do mesencéfalo1.2.5 Reprodução visualmente precisa do espaço do liquor cerebroespinal sobre o cérebro1.2.6 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)


3.5 Inclinação do gantry : +10-12� acima da linha da orbito-meato(OM) para reduzira exposição no cristalino dos olhos

3.6 Tensão no tubo de raios-X (kV) : Padrão

3.7 Produto corrente no tubo e tempo deexposição (mAs)

: Deve ser o mais baixo consistente com a qualidade daimagem 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 nãocooperativos)

4.2 Meio de contraste intravenoso -

-

ajuda a identificar as estruturas vasculares, realça as lesões eas alterações da barreira sangue-cérebrodeve-se preferir uma dose dupla com varredura de retardo paramelhor delinear metástase ou lesões da SIDA

4.3 Problemas e armadilhas --

Calcificações versus realce por contrasteArtefatos de endurecimento do osso interpetroso

4.4 Modificação da técnca - Anormalia sutil pode ser checada com cortes na área dadoença suspeita, antes de contemplar a administração decontraste.


ABDOME, GERAL

Etapas preparatórias:

- Indicações: lesões inflamatórias, formação de abcesso, alteração estrutural ou lesões que ocupam espaços doabdome e retroperitônio, suspeita ou conhecida, alterações de vasos principais tais como aneurisma e lesõestraumáticas, e como guia de biópsia

- Investigações preliminares convenientes: ultra-sonografia e/ou radiografia do abdome. A RM podeser um examealternativo em relação ao espaço retroperitonial

- Preparação do paciente: informação a respeito do procedimento; eliminar resíduos de meio de contraste de altadensidade investigações prévias; aplicação oral de meio de contraste para contrastar o intestino; restrição decomida. 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 Diafragma1.1.2 Todo fígado e baço1.1.3 Outros órgãos parenquimatosos retroperitonial (pâncreas, rins)1.1.4 Aorta abdominal e a parte proximal das artérias ilíacas comum1.1.5 Parede abdominal incluindo todas as herniações1.1.6 Vasos após meio de contraste intravenoso

1.2 Reprodução crítica1.2.1 Reprodução visualmente precisa do parênquima hepático e vasos intra-hepáticos1.2.2 Reprodução visualmente precisa do parênquima esplênico1.2.3 Reprodução visualmente precisa do intestino1.2.4 Reprodução visualmente precisa do espaço retroperitoneal perivascular1.2.5 Reprodução visualmente precisa dos contornos do pâncreas1.2.6 Reprodução visualmente precisa do duodeno1.2.7 Reprodução visualmente precisa dos rins e ureteres proximais1.2.8 Reprodução visualmente precisa da aorta1.2.9 Reprodução visualmente precisa da bifurcação da aórtica e arterias ilíacas comum1.2.10 Reprodução dos linfonodos menor do que 15mm1.2.11 Reprodução dos ramos da aorta abdominal1.2.12 Reprodução visualmente precisa da veia cava1.2.13 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


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 depreferência helicoidal

3.3 Separação entre cortes / passo : Contíguos ou passo = 1; em investigações rastreadas,por ex. nas lesões traumáticas 10 mm ou um passo de1,2 - 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 deexposição (mAs)

: Deve ser o mais baixo consistente com a qualidade deimagem requerida

3.8 Algoritmo de reconstrução : Padrão ou tecido mole

3.9 Largura da janela : 150-600 UH (tecido mole)2.000-3.000 UH (osso, se necessário)

3.10 Posição da janela : 30-60 UH (exame intensificado)0-30 UH (exame não intensificado)400-600 UH (osso, se solicitado)

3.11 Meios Proteção : “Bolsa” plumbífera para as gonadas masculina se aborda do volume de investigação se dista a menos de 10-15 cm

4. CONDIÇÕES CLÍNICAS COM IMPACTO NO DESEMPENHO DA BOA IMAGEM

4.1 Movimento - Artefato de movimento deteriora a qualidade da imagem.Evita-se pela técnica padrão de apnéia; se não for possívelo modo alternativo é fazer a varredura durante a respiraçãolenta

4.2 Meio de contraste intravenoso - Utilizado para diferenciar vasos e tecidos de órgãos dasestruturas adjacentes e para detectar lesõesparenquimatosas em órgãos sólidos

4.3 Problemas e armadilhas -

-

partes não contrastadas do intestino pode simular tumoresa delineação de órgãos e estruturas pode ser fraca empacientes caquéticos com gordura intra e retroperitonialreduzida

4.4 Modificação da técnca --

TC helicoidal que ajuda a eliminar os artefatos demovimento pode ser usado mostra as doenças vasculares( TC angiografia)pode ser combinada cpm exames da pelve


REFÊRENCIAS (Observação:nem todas as referências foram citadas nostextos apresentados)

1. Albrechtsen J, Hasen J, Jensen LC et al. Quality control

and image quality criteria in computed tomography. Radiat

Prot Dosim 1995; 57:125-126.

2. American Association of Physicists in Medicine.

Specification and acceptance testing of computed

tommography scanners - AAPM Report No. 39. New

York:American Institute of Physicits; 1993.

3. American College of Radiology - ACR standard for

performance of pediatric and adult thoracic computed

tomography. [online] 1999 May 5 URL: http://www.acr.org

consultado em 1999 Jun 25.

4. American College of Radiology - ACR standard of the

performance of computed tomography in neuroradiologic

imaging of adults and children. [online] 1999 May 5 URL:

http://www.acr.org consultado em 1999 Jun 25.

5. American College of Radiology - ACR standard of the

performance of computed tomography of abdomen and

pelvis. [online] 1999 May 5 URL: http://www.acr.org

consultado em 1999 Jun 25.

6. American College of Radiology - ACR Standard for

diagnostic medical physcis performance monitoring of

computed tomography. [online] 1999 May 5 URL:

http://www.acr.org consultado em 1999 Jun 25.

7. Atherton JV, Huda, W. CT Doses in cylindrical phantoms .

Phys Med Biol 1995; 40:891-911.

8. Atherton JV, Huda, W. Energy imparted and effective

doses in computed tomography. Med Phys 1996; 23:735-741.

9. Bahner ML, Reith W, Zuna I et al. Spiral CT versus

incremental CT: is spiral CT superior in imaging of the brain?

Eur Radiol 1998; 8:416-420.

10. Beaconsfield T, Nicholson R, Thornton A et al. Would

thyroid and breast shielding be beneficial in CT of the head?.

Eur Radiol 1998; 8:664-667.

11. Beck TJ. CT technology overview: State of the art and

future directions.IN: Gould RG, Boone JM. editores. Syllabus:

A categorical course in physics.Technology update and

quality improvement of diagnostic x-ray imaging equipment.

RSNA 1996: 161-171.

12. Bogucki TM. Laser Cameras. IN: Gould RG, Boone JM.

editores. Syllabus: A categorical course in

physics.Technology update and quality improvement of

diagnostic x-ray imaging equipment. RSNA 1996: 195-201.

13. Brink JA, McFarland EG, Heiken JP. Helical/Spiral

computed body tomography. Clin Radiol 1997; 52:489-503.

14. Calzado A, Rodríguez R, Munoz A. Quality criteria

implementation for brain computed tomography

examinations. Radiat Prot Dosim 1999; 80:65-68

15. Carlos MT, Peixoto JE, Koch HA et al. Proposal of a CT

accreditaion program in Brazil. Programme and book of

abstracts of workshop on quality criteria for computed

tomography; 1998 Nov 13-14; Aarhus, Denamark; 1998. p. p1.

16. Carvalho AF, Oliveira AD, Alves J et al. Qualiy control in

computed tomography performed in Portugal and Denamark.

Radiat Prot Dosim 1995; 57:333-337.

17. Christensen JJ, Jessen LC, Jessen KA et al. Dosimetric

investigation in computed tomography. Radiat Prot Dosim

1992; 43:233-236.

18. Conway BJ, McCrohan JL, Antonsen RG et al.Average

radiation dose in standard CT examinations of the head:

results of the 1990 NEXT survey. Radiology 1992; 184:135-

140.

19. Cormack AM. Early two-dimensional reconstruction and

recent topics stemming from it. Med Phys 1980; 7:277-282.

20. Crawford CR, King KF. Computed tomography scanning

with simulatneous patient translation. Med Phys 1990;

17:967-968.

21. David, DEH. Protocolo para controle de qualidade em

imagens de tomografia computadorizada. Dissertação de

Mestrado em Ciências. Curitiba: Engenharia Elétrica e

Informática Industrial. Centro Federal de Educação

Tecnológica do Paraná, 1997.

22. Dixon AK. The appropriate use of computed tomography.

Br J Radiol 1997; 70: S98-S105.


23. Dixon RL, Ekstrand KE. A film dosimetry system for use

in computed tomography. Radiology 1978; 127:255-258.

24. Edyvean S, Lewis MA, Carden JF et al. Type testing of

CT scanners: methods and methodology for assessing

imaging performance and dosimetry. MDA Evaluation Report

MDA/98/25. London: Medical Devices Agency; 1998.

25. European Commission. Criteria for acceptability of

radiological (including radiotherapy) and nuclear medicine

installations. European Commission. Directorate-General

Environment, Nuclear Safety and Civil Protection. EC- RP91

Publication Radiation Protection 91, 1997.

26. European Commission. European guidelines on quality

criteria for diagnostic radiographic images, Report EUR

16260, 1996


criteria for diagnostic radiographic images in paediatrics,

Report EUR 16261, 1996.


criteria for computed tomography, Report EUR 16262, 1999

29. Fewell TR, Shuping RE, Hawkins KR. Handbook of

computed tomogaphy x-ray spectra. HHS Publication (FDA)

81-8162 1981.

30. Food and Drug Administration, Department of Health and

Human. 21 CFR Part 1020: Diagnostic x-ray systems and their

major components amendments to performance standard;

Final rule. Federal Register, 49, 171: 1984.

31. Friedland GW, Thurber BD. The birth of CT. AJR 1996;

167:1265-1370

32. Gagne RM. Geometrical aspects of computed

tomography: sensitivity profile and exposure profile. Med

Phys 1989; 11:321-325.

33. Geleijns J, Broerse JJ, Zoetelief J et al. Patient dose and

image quality for computed tomography in several Dutch

hospitals. Radiat Prot Dosim 1995; 57:129-133.

34. Gmeiwieser J. Quality Assurance in abdominal computed

tomography.In: Moores B M, Wall B F, Eriskat H, and

Schibilla H eds. Optimisation of image quality and patient

exposure in diagnostic radiology. London: Bristish Institute

of Radiology; 1989; Report 20: 79-21.

35. Goodnough DJ, Levy JR, Kasales C. Development of

phantoms for spiral CT. J Comput Med Im Graph 1998;

22:247-255.

36. Gray JE, Anderson WF, Shaw CC et al. Multiformat video

and laser cameras: history, design considerations,

acceptance testing and quality control. Report of AAPM

diagnostic x-ray imaging committee task group N. 1 a),b).

Med Phys 1993; 20:427-438.

37. Gray JE, Lisk KG, Haddick DH et al. Test Pattern for Video

Displays and Hard-copy Cameras. Radiology 1985; 154:519-

527.

38. Hounsfield GN. Computed medical imaging. Med Phys

1980; 7:283-290.

39. Huda W. CT dosimetry and risk estimates. Radiat Prot

Dosim 1985; 12:241-249.

40. International Atomic Energy Agency. International basic

safety standards for protection against ionizing radiation and

for the safety of radiation sources.Vienna: International

Atomic Energy Agency; 1996. (IAEA Safety Series No. 115)

41. International Commission on Radiological Protection.

1990 recommendations of the ICRP. ICRP Publication 60.

Oxford: Pergamon Press; 1991.


Protection of the patient in diagnostic radiology. ICRP

Publication 34 Oxford: Pergamon Press; 1982.


Radiological protection and safety in medicine ICRP

Publication 73, Oxford: Pergamon Press, 1996.

44. International Commission on Radiation Units and

Measurements. Measurement of dose equivalents from

external photon and electron radiations.ICRU Report 47.

Bethseda: International Commission on Radiation Units and

Measurements, 1992: 23.

45. International Electrotechnical Commission. IEC 1223-2-6:

Evaluation and routine testing in medical imaging

departments. Part 2-6: constancy tests - x-ray equipment for

computed tomography. Geneva:Internacional

Electrotechnical Commission, 1994.

46. Imaging Performance Assessment of CTScanner. Mult-


slice CT scanner [Online].1999; URL:

http://www.sghphys.demon.co.uk [consultado em 20 de maio

de 1999]

47. Janeezek J, Pernieka F. The Measurement of CT scanner

radiation dose profile using TL dosemeters. Radiat Prot

Dosim 1995; 60:231-235.

48. Jessen KA. Presentation of Pilot Study. Dosimetric

evaluation. Programme and book of abstracts of workshop on

quality criteria for computed tomography; 1998 Nov 13-14;

Aarhus, Denamark; 1998. p.5b.

49. Jessen KA, Christensen JJ, Jorgensen J et al.

Determination of collective effective dose equivalent due to

computed tomography in Denmark in 1989. Radiat Prot Dosim

1992; 43:37-51.

50. Jessen KA, Jorgensen J. The influence of patient size and

shape on absolute computed tomographic numbers for

different scanner systems . In: Moores B M, Wall B F, Eriskat

H, and Schibilla H eds. Optimisation of image quality and

patient exposure in diagnostic radiology. London: Bristish

Institute of Radiology; 1989; Report 20:158-160.

51. Jones AP, Mott DJ. The effects of computed tomographic

beam shaping filters and their design on the surface radiation

dose and the distribution of noise within an image.In:

Moores B M, Wall B F, Eriskat H, and Schibilla H eds.

Optimisation of image quality and patient exposure in

diagnostic radiology. London: Bristish Institute of

Radiology; 1989; Report 20:160-163.

52. Jones DG, Shrimpton PC. Survey of CT pratice in the UK

1991 - part 3: Normalized organ doses calculed using Monte

Carlo techniques. NRPB R250. London: HMSO; 199.

53. Jurik AG. Presentation of pilot study. Clinical evaluation.

Programme and book of abstracts of workshop on quality

criteria for computed tomography; 1998 Nov 13-14; Aarhus,

Denamark; 1998. p.5a.

54. Jurik AG, Bongartz G, Golding SJ et al. The quality criteria

for computed tomography. Radiat Prot Dosim 1999; 80:49-54.

55. Jurik AG, Jensen LC, Hansen J. Image quality and dose in

computed tomography. Eur J Radiol 1997; 7:77-81.

56. Kalender WA. Techical foundations of spiral CT. Semin

Ultrasound CT MR 1994; 15:81-89.

57. Kalender WA, Polacin A. Physical performance

characteristics of spiral CT scanning. Med Phys 1991; 18:910-

915.

58. Kalender WA, Seissler W, Klotz E et al. Spiral volumetric

CT with single-breath-hold technique, continuous transport,

and continuous scanner rotation. Radiology 1990; 176:181-

183.

59. Kalender WA, Wolf H, Suess C et al. Dose reduction in

CT by on-line tube current control: principles and validation

on phantoms and cadavers. Eur Radiol 1999; 9:323-328.

60. Keat N, Edyvean S. A comparison of fluoroscopic CT

Systems, their applications and dosimetry. Abstratct of IPEM

Meeting Dose Reduction in Diagnostic Radiology

London,29/06/99.

61. Koch HA, Azevedo CM, Boechat AL et al Radiologia da

Mama - Qualidade em mamografia. Radiol Bras 1996; 15:252-

258

62. Knox HH, Gagne RM. Alternative methods of obtainig the

computed tomography dose index. Health Physics 1996;

71:219-224.

63. Krestel E editor. Imaging systems for medical diagnostics.

Berlin and Munich: Siemens Aktiengesellschaft; 1988.

64. Kuntz R, Skalej M, Stefanou A. Image quality of spiral CT

versus conventional CT in routine brain imaging. Eur J Radiol

1998; 26: 235-240.

65. Leitz W, Axelsson B, Szendrö G. Computed tomography

dose assessment - a practical approach. Radiat Prot Dosim

1995; 57:377-380.

66. Leitlinien der Bundesärztekammer zur Qualitätssicherung

in der Computertomographie. Dt. Ärzel. 89: Heft 49, 1992.

67. Liang Y, Kruger RA. Dual slice spiral versus single slice

scanning: comparison of the physical performance of two

computed tomography scnners. Med Phys 1996; 23:205-220.

68. Maccia C, Ariche-Cohen M, Severo C et al. The 1991 trial

on quality criteria for diagnostic radiographic images. Report

XII/221/93. Brussels, CEC; 1993.

69. Maccia C, Wall BF, Padovani R et al. Results of a trial set


up by a study group of the radiation protection programme

of In: Moores B M, Wall B F, Eriskat H, and Schibilla H eds.

Optimisation of image quality and patient exposure in


Radiology; 1989; Report 20:

70. MacGhee PL, Humphreys S. Radiation dose associated

with spiral computed tomography. Canadian Ass of Radiol

Journal 1994; 45:124-129.

71. McCrohan JL, Patterson JF, Gagne RM et al. Average

radiation doses in a standard head examination for 250 CT

systems . Radiology 1987; 163:263-268.

72. McCullong EC, Payne JT. Patient dosage in computed

tomography. Radiology 1978; 129:457-463.

73. Ministério da Saúde. Diretrizes de proteção radiológica em

radiodiagnóstico médico e odontológico- Regulamento

Técnico do Ministério da Saúde. Portaria no. 453 de 01/06/98

publicada no Diário Oficial da União 2 de Junho 1998 No.103.

74. Moores BM. CEC quality criteria for diagnostic

radiographic images - basic concepts. Radiat Prot Dosim

1995; 57:105-110.

75. Moströmu U, Ytterberg C. Spacial distribution of dose in

computed tomography with special reference to thin-slice

techniques. Acta Radiol 1987; 28:771-777.

76. Neves ALE. Qualidade da imagem em mamografia -

Análise dos resultados do programa de certificação da

qualidade em mamografia do Colégio Brasileiro de Radiologia.

Dissertação de Mestrado em Medicina. Rio de Janeiro:

Departamento de Radiologia da Faculdade de Medicina da

Universidade Federal do Rio de Janeiro, 1997.

77. Norman GR, Streiner DL. Biostatistics, The bare

essentials, Capítulo 14, Advanced topics in regression and

ANOVA. St. Louis: Mosby-Year Book, Inc; 1994.

78. Norman GR, Streiner DL. Biostatistics, The bare

essentials, Capítulo 15, Principal Components and Factor

Analysis. St. Louis: Mosby-Year Book, Inc; 1994.

79. Olerud HM, Analysis of factor influencing patient doses

from CT Norway. Radiat Prot Dosim 1997; 71: 123-133.

80. Olerud HM, Olsen JB, Skretting A. An anthropomorphic

phantom for receiver operating characteristic studies in CT

imaging of liver lesions. Br J Radiol 1999; 72:35-43.

81. Olerud HM, Saxebol G. Diagnostic radiology in Norway

from 1983 to 1993 - Examination frequency and collective

effective dose to patients. Radiat Prot Dosim 1997; 74: 247-

260.

82. Padhani AR, Watsonn CJE, Clementa L et al. Computed

tomography in abdominal trauma: an audit of usage and

image quality. Br J Radiol 1992; 65:397-402.

83. Panzer W, Scheurer C, Zankl M. Dose to patients in

computed tomographic examinations: results and

consequences from a field study in the Federal Republic of

Germany. In: Moores B M, Wall B F, Eriskat H, and Schibilla

H eds. Optimisation of image quality and patient exposure in



84. Pavlicek W, Horton J, Turco R. Evaluation of the MDH

Industries, Inc. pencil chamber for direct beam CT

measurements. Health Physics 1979; 37:773-774.

85. Peixoto JE, Carlos MT. Mathematical analysis of image

quality in CT. Programme and book of abstracts of workshop

on quality criteria for computed tomography; 1998 Nov 13-14;

Aarhus, Denamark; 1998. p. p5.

86. Prince R, Halson P, Sampson M. Dose reduction during

CT scanning in an anthropomorfhic phantom by the use of a

male gonad shield. Br J Radiol 1999; 72:489-494.

87. Radiation Measurements, Inc. Quality Assurance for your

CT scanner- Instructions for Head/Body Phantom model

461A. Middleton :1985.

88. Rothenberg LN, Pentlow KS. Radiation dose in CT.

RadioGraphics 1992; 12:1225-1246.

89. Royal College of Radiologists, National Radiation

Protection Board. Patient dose reduction in diagnostic

radiology. Documents of NRPB 1990; 3(1) 15.

90. Royal College of Radiologists Working Party. Making the

best use of a department of clinical radiology: Guidelines for

doctors. 3th ed. London: The Royal College of Radiologists,

1995

91. Scheck RJ, Coppenrath EM, Kellner MW et al.Radiation

dose and image quality in spiral computed tomography:


multicentre evaluation at six institutions. Br. J. Radiol. 1998;

71: 734-744.

92. Schibilla H, Moores BM. Diagnostic Radiology Better

Images - Lower dose compromise or correlation? A European

strategy with historical overview. J Belge Radiol 1995; 78:

382-387.

93. Shope TB, Gagne RM, Johson GC. A method for

describing the doses delivered by transmission x-ray

computed tomography. Med Phys 1981; 8:488-495.

94. Shrimpton PC, Edyvean S. CT scanner dosimetry. Br. J.

Radiol. 1998; 71:1-3.

95. Shrimpton PC, Hart D, Hillier D et al. Survey of CT

practice in the UK. Part 1: Aspects of examinations frequency

and quality assurance. NRPB R248. London: HMSO; 1991.

96. Shrimpton PC, Jessen KA, Geleijns J et al. Reference dose

in computed tomography. Radiat Prot Dosim 1999; 80:55-60.

97. Shrimpton PC, Jones DG, Hillier MC et al. Survey of CT

practice in the UK. Part 2: Dosimetric aspects. NRPB- R250.

London: HMSO; 1991.

98. Shrimpton PC, Wall BF. The increasing importance of x

ray computed tomography as source of medical exposure.

Radiat Prot Dosim 1995; 57:413-415.

99. Shrimpton PC, Wall BF, Jones BF et al. A national survey

of doses to patients undergoing a selection of routine x-ray

examinations in English hospitals. NRPB R200 . London:

HMSO; 1986.

100. Sprawls Jr P. Physical principles of medical imaging.

Rockville: An Aspen Publication Inc; 1987.

101. SPSS (Statistical Package for Social Science) for

windows versão 6.0 de 1993.

102. Stender HSt, Stieve FE. Image quality - Physical and

diagnostic parameters. The radiologist=s viewpoint. In:

Drexler G, Eriskat H, Schibilla H, Haybittle JL, Secretan LF

eds. Criteria and methods for quality assurance in medical X-

ray diagnosis. Brit J Radiol 1985; (suppl 18):1-8

103. Stender HSt, Stieve FE. The relationship between

medical - diagnostic requirements and limiting values of

technical and physical parameters for image production. In:

Moores BM, Stieve FE, Eriskat H, Schibilla H eds. Technical

and physical parameters for quality assurance in medical

diagnostic radiology - Tolerances, limiting values and

appropriate measuring methods. London: Bristish Institute of


104. Suzuki A, Suzuki MN. Use of a pencil-shaped ionization

chamber for measurement of exposure resulting from a

computed tomography scan. Med Phys 1978; 5:536-539.

105. Szendrö G, Axelsson B, Leitz W . Computed Tomography

Practice in Sweden - Quality Control, Techiques and Patient

Dose Assessment. Radiat Prot Dosim 1995; 57:469-473.

106.Tiers MES. Estudo de uma metodologia para programa de

controle de qualidade e radioproteção em tomografia

computadorizada. Dissertação de Mestrado em Ciências da

Engenharia Nuclear. Rio de Janeiro: Engenharia Nuclear do

Instituto Militar de Engenharia, 1997.

107.Van Unnik JG, Broerse JJ, Geleijs J et al. Survey of CT

techniques and absorved dose in various Dutch hospitals. Br

J Radiol 1997; 70:367-371.

108.Vega WF. Avaliação de níveis de referência em

diagnóstico por tomografia computadorizada. Dissertação de

Mestrado em Ciências em Engenharia Nuclear. Rio de Janeiro:

COPPE-UFRJ, 1999.

109.Verdun F, Meuli RA, Bochud FO et al. Image quality and

dose in spiral computed tomography. Eur Radiol 1996; 6:485-

488.

110.Wang G, Vannier MW. Longitudinal resolution in

volumetric x-ray computerized tomography - Analytical

comparison between conventional and helical computerized

tomography. Med Phys 1994; 21:429-433.

111.Wegener OH. Whole Body Computed Tomography.

Boston: Blackwell Scientific Publications; 1993.

112.Whittingham TA. New and future developments in

ultrasonic imaging. Br J Radiol 1997; S119-S132.

113.World Health Organization. Technical report 689: A

rational approach to radiographic investigations. Geneva:

WHO; 1986.


114.World Health Organization. Technical report 757: Rational

use of diagnostic imaging in pediatrics.Geneva: WHO; 1987.

115.Zankl M, Panzer W, Drexler, G. The calculation of dose

from external photon exposures using reference human

phantoms and Monte Carlo methods. Part VI: Organ doses

from computed tomographic examinations. Neuherberg:

Gesellschaft für Strahlen-und Umweltforschung : 1991 (GSF-

Bericht 30/91).

116.Zeman RK, Baron RL, Jeffrey Jr RB et al. Helical Body CT:

Evolution of Scanning Protocols. AJR 1998: 1427-1438.

117.Zeman RK, Fox SH, Silverman PM et al. Helical (spiral) CT

of the abdome. AJR 1993; 160: 719-725.

118.Zoetelief J, Geleijns J. Patient doses in spiral CT. Br JRadiol 1998; 71:584-86.