ESTUDO DA QUALIDADE DA IMAGEM E ÍNDICES DE DOSE EM TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA. Fernando Mecca Augusto - PDF
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Leonardo Felgueiras Fontes
1 ESTUDO DA QUALIDADE DA IMAGEM E ÍNDICES DE DOSE EM TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA Fernando Mecca Augusto Dissertação de Mestrado apresentada ao Programa de Pós-graduação em Engenharia Nuclear, COPPE, da Universidade Federal do Rio de Janeiro, como parte dos requisitos necessários à obtenção do título de Mestre em Ciências em Engenharia Nuclear. Orientador(es): Ricardo Tadeu Lopes Rio de Janeiro Maio de 2009
2 ESTUDO DA QUALIDADE DA IMAGEM E ÍNDICES DE DOSE EM TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA Fernando Mecca Augusto DISSERTAÇÃO SUBMETIDA AO CORPO DOCENTE DO INSTITUTO ALBERTO LUIZ COIMBRA DE PÓS-GRADUAÇÃO E PESQUISA DE ENGENHARIA (COPPE) DA UNIVERSIDADE FEDERAL DO RIO DE JANEIRO COMO PARTE DOS REQUISITOS NECESSÁRIOS PARA A OBTENÇÃO DO GRAU DE MESTRE EM CIÊNCIAS EM ENGENHARIA NUCLEAR. Aprovada por: Prof. Ricardo Tadeu Lopes, D.Sc. Prof. Delson Braz, D.Sc Dra. Simone Kodlulovich, D.Sc RIO DE JANEIRO, RJ - BRASIL MAIO DE 2009
3 AUGUSTO, FERNANDO MECCA Estudo da qualidade da imagem e índices de dose em tomografia computadorizada / Fernando Mecca Augusto Rio de Janeiro Rio: UFRJ/COPPE, XI, 61 p.: Il; 29,7 cm. Orientador: Ricardo Tadeu Lopes Dissertação (mestrado) UFRJ/ COPPE/ Programa de Engenharia Nuclear, Referencias Bibliográficas: p Tomografia computadorizada. 2.Qualidade da imagem. 3. Dosimetria. 3. Controle de Qualidade. I. Lopes, Ricardo Tadeu II. Universidade Federal do Rio de Janeiro, COPPE, Programa de Engenharia Nuclear. III. Titulo. iii
4 Resumo da Dissertação apresentada à UFRJ/COPPE como parte dos requisitos necessários para a obtenção do grau de Mestre em Ciências (M.Sc.). ESTUDO DA QUALIDADE DA IMAGEM E ÍNDICES DE DOSE EM TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA Fernando Mecca Augusto Maio/2009 Orientador: Ricardo Tadeu Lopes Programa: Engenharia Nuclear O objetivo deste trabalho é avaliar os índices de doses e a qualidade da imagem em dezessete tomógrafos computadorizados instalados na cidade do Rio de Janeiro. Para avaliação da qualidade da imagem foi utilizado o fantoma do Colégio Americano de Radiologia (ACR) (Gammex, 464). Os seguintes parâmetros foram avaliados de acordo com o manual de procedimentos do fantoma ACR: calibração do número de TC, exatidão da espessura de corte, resolução de alto e baixo contraste, uniformidade, ruído e artefatos. Somente um TC foi aprovado no teste de exatidão do número de TC. Resolução de baixo contraste e uniformidade não foram atendidos por dois equipamentos. Não foi verificada conformidade dos equipamentos quanto aos critérios de resolução de alto contraste (16%) e espessura de corte (11%). O ruído, expresso como o desvio padrão medido no centro da imagem do fantoma para um protocolo de abdômen adulto variou de 2.8 a 9.5 (o ACR não estabelece valores limites para este parâmetro). Cabe destacar que alguns parâmetros reprovados nos testes são essenciais para a acurácia do diagnóstico. Para o protocolo de cabeça os valores de CTDI 100,VOL variaram entre 9 e 109 mgy e DLP de 160 a 2000 mgy cm. Valores para o protocolo de abdômen variaram entre CTDI 100,VOL 8 e 94 mgy e DLP de 180 to 3700 mgy cm para adultos e CTDI 100,VOL de 3 a 54 mgy e DLP from 46 a 1300 mgy cm para protocolo pediátrico. Valores similares foram encontrados para o protocolo de tórax alta resolução. Os resultados encontrados são compatíveis com os descritos na literatura indicando um grande potencial para otimização e redução das doses de radiação, especialmente para tomografia pediátrica. iv
5 Abstract of Dissertation presented to COPPE/UFRJ as a partial fulfillment of the requirements for degree of Master of Science (M. Sc.). SURVEY OF IMAGE QUALITY AND PATIENT DOSE FOR COMPUTED TOMOGRAPHY Fernando Mecca Augusto May/2009 Advisor: Ricardo Tadeu Lopes Department: Nuclear Engineering The aim of this work is to evaluate the dose index and the image quality in seventeen computed tomography scanners installed in radiology departments at the city of Rio de Janeiro. The American College of Radiology (ACR) accreditation phantom (Gammex, 464) was used for the image quality evaluation. The following parameters were investigated according to the procedure manual of the ACR phantom: CT number calibration, exactitude of the slice thickness, low and high contrast resolution, uniformity, noise and artifacts. Despite of the CT number accuracy, only one scanner passed in the test. The low contrast resolution and the uniformity criteria weren t accomplished in two different scanners. The conformity for the criteria established for slice width and high contrast was not verified in 16% and 11 % of the equipments respectively. The noise, expressed as a standard deviation measured in the center of the image in an adult abdomen protocol, ranged from 2.8 to 9.5. The ACR criteria of the accreditation program were not accomplished in the sample evaluated. Some parameters failed are essential to assure the diagnostic accuracy. For the head scans CTDI 100,VOL values varied between 9 and 109 mgy and the DLP from 160 to 2000 mgy cm for adults. Values for abdomen scans varied between 8 and 94 mgy and the DLP from 180 to 3700 mgy cm for adults, and CTDI 100,VOL from 3 to 54 mgy and DLP from 46 to 1300 mgy cm for children. Similar ranges were found for hi-resolution chest scans. These results are compatibles with those from reported literature and indicate a large potential for optimization and dose reduction, specially in pediatric patients. v
6 Sumário 1 Introdução Expansão da Tomografia Computadorizada e as Doses de Radiação Fundamentos Teóricos Aspectos físicos da Tomografia Computadorizada Formação da imagem em Tomografia Computadorizada Aquisição de Dados Aquisição Reconstrução da Imagem Apresentação da Imagem Janela em TC Qualidade da Imagem em Tomografia Computadorizada Resolução Espacial de Alto Contraste Resolução de Baixo Contraste Uniformidade do NÚMERO DE de TC Exatidão do NÚMERO DE TC Ruído Artefatos Dosimetria Em TC Descritores de dose em TC Níveis de Referência MATERIAIS E MÉTODOS Tomógrafos Avaliados Instrumentação: Fantoma ACR Conjunto Dosimétrico vi
7 3.3 Metodologia Avaliação dos Parâmetros de localização e Qualidade da imagem Avaliação dos Índices de Dose de Radiação Avaliação das Incertezas Resultados e discussões Avaliação dos Parâmetros de Localização e da qualidade da imagem Avaliação dos Parâmetros de Localização Avaliação da Qualidade da imagem Avaliação dos Índices de Dose Avaliação da Influência da idade do tomógrafo no índice de dose Conclusão Referências Bibliográficas vii
8 Lista de Figuras Figura 2.1 a) aquisição axial; b) aquisição volumétrica helicoidal/espiral... 5 Figura 2.2 a) representação dos múltiplos detectores para MSCT; b) representação da fileira única de detectores em SSCT... 5 Figura 2.3 Demonstração de tipos de projeção em TC e do que é um raio Figura 2.4 Representação da passagem do raio através dos distintos materiais de uma seção de corte Figura 2.5 Coeficientes de atenuação linear µ(x,y) para um ângulo θ Figura 2.6 Perfil de atenuação e de intensidade para um determinado ângulo Figura 2.7 Matriz de imagem em TC Figura 2.8 método de reconstrução da imagem conhecido como retroprojeção Figura 2.9 Representação do método de retroprojeção filtrada Figura 2.10 Intervalos típicos de números de TC para alguns tecidos Figura 2.11 Efeito da janela na imagem de TC Figura 2.12 Pares de linhas representando a freqüência espacial considerada na análise da resolução espacial de imagens de TC Figura 2.13 Imagem de objeto de teste para avaliação de baixo contraste Figura 2.14 imagem do objeto de teste para determinação da homogeneidade do número de TC Figura 2.15 Imagem do objeto de teste para avaliação da exatidão do número de TC Figura 2.16 Região de interesse para avaliação do ruído em TC Figura 2.17 Curvas de isodose para uma projeção radiográfica e uma projeção de TC Figura Representação de uma câmara de ionização no centro do gantry e o respectivo perfil de dose Figura 2.19 Perfil de dose para o cálculo de CTDI 100,ar Figura 3.1 Fantoma Gammex viii
9 Figura 3.2: Posicionamento e alinhamento do fantoma ACR (a) e (b). Em (c) verificação dos 4 BBs Figura 3.3: Regiões de interesse (ROI) para cada material e imagens das projeções das rampas para determinação da espessura de corte Figura 3.4: a) representação dos cilindros de diferentes diâmetros distribuídos no módulo 2. b) imagem do módulo 2 com os ROIs desenhados em amarelo Figuras 3.5 a) Posicionamento dos ROIs para medida de uniformidade do número de CT e exatidão da distância no módulo 3.b) avaliação do indicador de distancia Figura 3.6: Representação do Módulo 4 com os oito conjuntos de padrão de barras: 4,5,6,7,8,9,10 e 12 pl/mm b) Imagem do módulo 4 com a correta janela para determinação da resolução espacial Figura 4.1 Percentual de aprovação dos TCs avaliados nos testes de qualidade da imagem Figura 4.2a Distribuição percentual da visibilidade do grupo de cilindros com menor diâmetro utilizando uma técnica de abdômen adulto Figura 4.2b Distribuição percentual da visibilidade do grupo de cilindros com menor diâmetro utilizando uma técnica de crânio Figura 4.3 Distribuição dos percentuais de ruído encontrados nas imagens e a variância Figura 4.4 Distribuição do CTDI 100, ar para os TCs avaliados Figura 4.5 Distribuição dos valores de CDTI 100,W para protocolo de tórax de alta resolução. 1 UK, 2003 ; 2 EUR,1999 ; 3- Áustria, Figura 4.6 Distribuição dos valores de CDTI 100,W para protocolo de abdômen. 1- EUR,1999; 2- UK,2003; 3 Áustria, Figura 4.7 Distribuição dos valores de CDTI 100,W para protocolo de crânio. 1 UK,2003; 2 Áustria,2000; 3- EUR, Figura 4.8 Amplitude dos valores encontrados para CTDI 100,W Figura 4.9 Distribuição dos valores de DLP para protocolo de torax alta resolução. 48 ix
10 Figura 4.10 Distribuição dos valores de DLP para protocolo de abdômen Figura 4.11 Distribuição dos valores de DLP para protocolo de crânio Figura 4.13 Distribuição dos valores de DLP para pacientes adultos e pediatricos.. 53 Figura 4.14 Representação da dependência do CTDI 100,w em relação a idade do TC para protocolos de: a) tórax; b) abdomen,; c) crânio; d) abômen pediátrico Figura 4.15 Representação da dependência do DLP em relação a idade do TC para protocolos de: a) tórax; b) abdômen; c) crânio; d) abômen pediátrico x
11 Lista de Tabelas Tabela 3.1: Apresentação dos Tomógrafos avaliados Tabela 3.2 Relação de incertezas associadas à medida de CTDI 100,ar Tabela 4.1 Resultados dos testes de qualidade da imagem dos TCs avaliados Tabela 4.2 Dependência do número de TC com a variação da espessura de corte e kvp Tabela 4.3 Diâmetro do menor grupo de cilindros observados para técnica de abdômen adulto e crânio Tabela 4.4 Nível de ruído, ruído percentual e variância para técnica de abdômen adulto em cada TC avaliado Tabela 4.5 Valores quantitativos na avaliação de resolução de alto contraste para protocolos de adulto Tabela 4.8 Desvio percentual entre os valores médios de CTDI 100,w calculados neste estudo e os níveis de referência internacionais Tabela 4.9 Desvio percentual entre quartil da distribuição de CTDI 100,W deste estudo e os níveis de referência internacionais Tabela 4.10 Valores calculados de CTDI 100,vol obtidos em cada tomógrafo para os diferentes protocolos Tabela 4.11 NRs estabelecidos em trabalhos internacionais Tabela 4.12 Desvio percentual em relação a média entre NR calculado e tabelado 50 Tabela 4.13 Desvio percentual em relação ao terceiro quartil entre NR calculado e tabelado Tabela 4.14 Valores dos índices de dose obtidos para paciente pediátrico xi
12 CAPÍTULO I 1 Introdução 1.1 Expansão da Tomografia Computadorizada e as Doses de Radiação O diagnóstico por imagem tem apresentado evoluções significantes, tanto na tecnologia empregada como na diversidade de aplicações clínicas. Estas inovações trazem desenvolvimento ao departamento de radiologia, possibilitando uma melhoria da qualidade dos serviços médicos oferecidos a população. O grande desafio é a partir do conhecimento de cada modalidade radiológica, otimizar os parâmetros de técnica para obter imagens adequadas ao diagnóstico com a menor dose de radiação, maximizando os benefícios ao paciente (ICRP 87, 2000). Uma das tecnologias que revolucionou a medicina foi a Tomografia Computadorizada (TC). Esta técnica teve sua implementação em 1972 quando G.N. Housfield inventou o primeiro equipamento capaz de reproduzir a imagem de uma seção axial de um objeto de interesse. Este equipamento recebeu o nome de EMI Scanner (SEERAN, 2008). Após a comprovação da aplicabilidade clínica da TC foi verificado um desenvolvimento abrupto desta tecnologia de aquisição de imagens. Em 1974, já havia sessenta tomógrafos em operação para realização de exames de crânio (BRENNER, 2007). Em 1975 foi desenvolvido o primeiro aparelho de TC capaz de realizar a varredura de um corpo inteiro. Este TC utilizava o método de step and shoot, ou seja, após cada aquisição de uma fatia do objeto a mesa era deslocada para a nova posição de interesse e outra aquisição era realizada. Este deslocamento de mesa tornava o tempo de exame muito longo além de possíveis perdas de informações das estruturas localizadas entre as varreduras (GIRALDO, 2008). 1
13 Em 1989, W. A. Kalender e P. Vock realizaram o primeiro estudo com a TC helicoidal. Esta tecnologia permitiu a aquisição de dados com deslocamento contínuo da mesa, possibilitando o estudo aquisição de volume sem perda de informações (GERALD, 2005). O primeiro aparelho de TC capaz de realizar a aquisição de mais de um corte por rotação passou a ser comercializado em Este modelo, capaz de realizar a aquisição de quatro cortes por rotação, foi denominado Tomógrafo Computadorizado de Multi-Cortes. (MSCT Multi Slice Computed Tomography). No entanto, deve-se observar que em 1992 a fabricante Elcinte já havia apresentado ao mundo o TWIN, equipamento capaz de realizar dois cortes por rotação (KALENDER, 1995). Após a introdução do MSCT os fabricantes se concentraram em aumentar a capacidade de aquisição por corte destes equipamentos. Foram desenvolvidos tomógrafos para aquisição de 16 e 64 cortes por rotação. Atualmente já existe um protótipo de 256 cortes por rotação (DALRIMPLE, 2007). Este desenvolvimento permitiu ampliar as aplicações clínicas em especial para exames de órgãos cujo movimento involuntário causava artefatos na imagem, como o caso dos estudos cardíacos, angiografias, TC por fluoroscopia entre outros. Apesar dos benefícios, existe uma preocupação crescente com as doses de radiação ao paciente neste tipo de procedimento. Em 2000 o Comitê Científico das Nações Unidas sobre Efeitos da Radiação Atômica - UNSCEAR (United Nations Scientific Committee on the Effects of Atomic Radiation) publicou que aproximadamente 93 milhões de exames são realizados anualmente, correspondendo a uma taxa de 57 exames por 1000 pessoas. Este estudo também concluiu que a TC representa aproximadamente 5% de todos os exames realizados com raios X no mundo e que contribui com 34% da dose de radiação coletiva na população mundial (UNSCAR, 2000). Estudos realizados no Leste da Inglaterra concluíram que a MSCT aumentou em 35% a dose efetiva de radiação em relação à TC de corte único (SSCT Single Slice Computed Tomography) (YATES, 2004) (ICRP 102, 2007). 2
14 As diferenças nos fatores de técnica utilizados nos exames podem trazer variações de até 40 vezes na dose de radiação empregada (SHRIMPTOM, 2005). Entre estes fatores estão: espessura de corte, volume irradiado, corrente, tempo de rotação e tensão aplicada ao tubo. Verifica-se que em muitos serviços protocolos de adultos são utilizados para pacientes pediátricos ou ainda define-se um protocolo para criança que inclui desde pacientes com zero até 15 anos de idade. Esta ampla faixa etária resulta em doses excessivamente altas. Deve-se considerar que a radiosenssibilidade e a expectativa de vida para pacientes pediátricos são maiores, requerendo maior atenção a estes pacientes (LINTON, 2003). No último senso realizado em 2005 no Brasil, foi verificado que existem 1540 tomógrafos no país, sendo que 262 equipamentos estão instalados no estado do Rio de Janeiro e 149 estão em funcionamento na Capital (IBGE, 2005). Apesar deste grande número de tomógrafos instalados no país, não são realizados estudos sistemáticos de qualidade da imagem e doses de radiação empregadas neste procedimento radiológico. O objetivo deste trabalho foi avaliar a qualidade da imagem de uma amostra de tomógrafos computadorizados e estimar os índices de dose para os principais exames de rotina. 3
15 CAPÍTULO II 2 - Fundamentos Teóricos 2.1 Aspectos físicos da Tomografia Computadorizada Formação da imagem em Tomografia Computadorizada Tanto na radiografia convencional quanto na tomografia computadorizada, os raios X atravessam o paciente e são absorvidos de diferentes formas pelos tecidos que compõem o corpo humano. As diferenças de atenuação são registradas no filme radiográfico ou por detectores para obtenção de imagens digitais. O processo de formação da imagem em TC pode ser dividido em três etapas: Aquisição de dados, reconstrução e apresentação da imagem (KALENDER, 2005) Aquisição de Dados No processo de aquisição, são coletados dados de forma sistemática do paciente para a produção da imagem. Existem basicamente dois métodos de aquisição de dados, a aquisição axial e a aquisição volumétrica (Figura 2.1) (BUSHBERG, 2001). Na aquisição axial, o tubo de raios X gira ao redor do paciente e os dados do primeiro corte são coletados. Em seguida, o movimento do tubo é cessado e a mesa é deslocada para a posição do próximo corte. O segundo corte é adquirido. Este é um processo contínuo até que toda a região de interesse seja irradiada. 4
16 Figura 2.1 a) aquisição axial; b) aquisição volumétrica helicoidal/espiral Na aquisição volumétrica (Figura 2.1 b) é utilizada uma geometria helicoidal ou espiral. O tubo de raios X gira de maneira continua simultaneamente com o deslocamento da mesa (BRINK, 1994). Este método que forma uma imagem por rotação do tubo é conhecido tomografia espiral/helicoidal de corte único (SSCT). Para aumentar o volume de cobertura foi incorporada a tecnologia de cortes múltiplos (MSCT), onde vários cortes simultâneos são adquiridos para cada rotação do tubo de raios X (Figura 2.2). Figura 2.2 a) representação dos múltiplos detectores para MSCT;b) representação da fileira única de detectores em SSCT 5
17 Aquisição Após atravessarem o paciente que está posicionado no centro de varredura, os fótons atingem um conjunto de detectores diametralmente opostos ao tubo de raios X. Os detectores recebem individualmente apenas a projeção da seção em estudo de um determinado ângulo. Um raio em TC é uma estreita parte do feixe de raios X que emerge do ponto focal e intercepta um único elemento detector (Figura 2.3). Figura 2.3 demonstração de tipos de projeção em TC e do que é um raio. A leitura do sinal do detector é proporcional à intensidade do raio, portanto o sinal gerado no detector é uma medida da atenuação do feixe ao longo do caminho percorrido por ele. Ao atravessar um corpo, o raio é atenuado exponencialmente. A determinação da atenuação ao longo do caminho percorrido pelo raio em diferentes ângulos é a base para reconstruir uma imagem da fatia do tecido. A atenuação depende da densidade atômica efetiva (átomos/volume), do número atômico Z do absorvedor e da energia do fóton. A equação que descreve a atenuação exponencial é dada por: 6
18 I = I 0 e µ x Equação 2.1 onde I é a intensidade transmitida, I 0 é a intensidade inicial, x é a espessura do objeto e µ (cm -1 ) é o coeficiente de atenuação linear. Para determinar o valor de µ pode-se escrever: µ = ( l x ) ln I 0 I Equação 2.2 Como os valores de I e I 0 são medidos pelos detectores e x também é conhecido, pode-se determinar o valor de µ. O coeficiente de atenuação linear µ descreve o quanto este material atenua a intensidade de um feixe de raios X por unidade de comprimento. Sendo o corpo humano constituído de vários materiais, para construir um corte ou fatia do objeto é necessário mapear o coeficiente de atenuação linear de cada material que compõe a seção de corte. A seção de corte é dividida em pequenas regiões de mesmo comprimento X, ao longo do caminho percorrido pelo raio, cada um caracterizado pelo seu coeficiente médio de atenuação linear, como representado na Figura 2.4. Figura 2.4 Representação da passagem do raio através dos distintos materiais de uma seção de corte. Os dados da projeção são armazenados no computador e a imagem é reconstruída. O objetivo desta etapa é calcular os coeficientes de atenuação em cada ponto (pixel) no objeto, µ(x,y), com base nos valores dos coeficientes de atenuação linear através do objeto em direções diferentes. A projeção é dada pela integral de µ(x,y): 7
19 I = I 0 e x det ector fonte µ ( x, y) Equação 2.3 Tomando-se o logaritmo, a equação 2.3 pode ser linearizada para gerar as equações integrais da forma: T θ ln ( x) I I 0 = ln = X I I 0 det ector fonte µ ( x, y) Equação 2.4 onde Tθ(x) é a transmissão do raios X num ângulo θ, sendo uma medida da absorção total ao longo de uma linha reta (Figura 2.5). Figura 2.5 Coeficientes de atenuação linear µ(x,y) para um ângulo θ. Tθ(x) é referido como o raio soma, a integral dos µ(x,y), que é a soma de todos os coeficientes de atenuação ao longo da linha no plano XY. Portanto, para obter os valores de cada pixel é necessário determinar os coeficientes de atenuação em cada ponto no objeto, µ(x,y), a partir dos raios soma em todos os ângulos nos quais obtiveram-se dados. 8
20 Uma projeção é composta por um conjunto de medidas de atenuação dos raios, denominado perfil de atenuação (Figura 2.6). Para produzir a imagem é necessário um conjunto de perfis de atenuação obtidos em diferentes ângulos de projeção. Durante a rotação do tubo de raios x em torno da seção do corpo, as leituras dos detectores são registradas em intervalos fixos de tempo. O ângulo mínimo de varredura necessário para obter a imagem através do mapeamento dos coeficientes lineares de atenuação da seção é de 180. O número total de medições de atenuação durante a varredura de corte é dado pelo produto de número de projeções e o número de raios por projeção. Cada imagem requer cerca de a medições, dependendo do modelo do TC e da técnica selecionada (KAK, 2002). Figura 2.6 Perfil de atenuação e de intensidade para um determinado ângulo Reconstrução da Imagem Quando visualizamos uma imagem de TC estamos observando vários elementos de volume (voxels) da fatia de corte reconstruída. Cada voxel é representado na matriz bidimensional (dados brutos da imagem) pelo menor elemento da imagem (pixel), sendo que a altura do voxel é a própria espessura de corte (HSIEH, 2003). O FOV (Field of View) é definido como o produto do tamanho do pixel pelo tamanho da matriz de reconstrução. Assim, o tamanho do pixel é dado pela razão entre o FOV e a matriz de reconstrução que pode variar entre 512x512 e 1024x1024 9
21 dependendo do modelo do TC. Na Figura 2.7 são apresentados uma representação da matriz digital e seus elementos principais. Figura 2.7 Matriz de imagem em TC Como o coeficiente de atenuação linear (µ) é fortemente dependente da energia não seria possível comparar imagens obtidas em distintos equipamentos com diferentes filtrações e tensões aplicadas ao tubo (kvp). Por isso, foi definido o conceito de número de TC para descrever a imagem. O número de TC é a normalização dos coeficientes de atenuação com o coeficiente de atenuação da água. A unidade é Hounsfield em homenagem ao criador desta técnica e pode ser determinado pela equação 2: N º TC = µ µ t µ W W K Equação
22 onde µ t é o coeficiente de atenuação do tecido medido, µ w é o coeficiente de atenuação da água, e K é uma constante ou fator de contraste. Se a unidade utilizada é a de Hounsfield (HU), K assume o valor Os números de TC são estabelecidos baseados numa referência relativa, no caso água. O número de TC para a água por definição é zero. Para tecidos menos densos do que a água o valor do número de TC é negativo, para tecidos mais densos, positivos. Para que a imagem da TC seja reconstruída existem vários métodos matemáticos entre eles pode-se citar: método interativo, retroprojeção simples, retroprojeção filtrada e Transformada de Fourier. A retroprojeção filtrada é o algoritmo mais utilizado (NATTERER, 2002). A retroprojeção simples é chamada de método soma ou método da superposição linear (SEERAM, 2008). Considere três feixes de raios X que atravessam um objeto desconhecido produzindo três raios P1, P2 e P3 (Figura 8). Estes perfis serão utilizados para a reconstrução da imagem. Figura 2.8 Método de reconstrução da imagem conhecido como retroprojeção. 11
23 Os dados das projeções são retroprojetados na imagem, ou seja, considerase como se toda a imagem contivesse o conteúdo deste perfil. Soma-se perfil por perfil até que a imagem seja reconstruída. Quanto maior o número de perfis utilizados para reconstruir a imagem, mais próxima do objeto real esta se tornará. Como resultado desta soma sucessiva será observado a borrosidade na imagem. Para melhorar a qualidade da imagem utiliza-se um filtro ou convolução para reconstruir a imagem através da retroprojeção filtrada (CODY, 2002). A retroprojeção filtrada corrige as borrosidades resultantes da retroprojeção simples a partir da convolução de cada um dos perfis por um filtro unidimensional (Figura 2.9). São criados assim perfis filtrados que são retroprojetados e a imagem reconstruída. Quando o número de perfis tende ao infinito temos a imagem reconstruída idêntica ao objeto original (SMITH, 1997). Figura 2.9 Representação do método de retroprojeção filtrada Apresentação da Imagem Nesta fase os números de TC já estão calculados e o computador possui uma matriz destes números. Esta matriz é apresentada em tons de cinza para que o radiologista possa interpretá-la e dar o laudo. 12
24 A Figura 2.10 apresenta os números de TC para diferentes estruturas do corpo humano. Figura 2.10 Intervalos típicos de números de TC para alguns tecidos Janela em TC A imagem em TC é composta de um intervalo de números de TC que vão, geralmente de a HU (Unidades de Housfield). Estes números representam a quantidade de tons de cinzas possíveis na imagem. Este intervalo de 2000 UH refere-se à largura da janela window width (WW) e o centro deste intervalo é o window level (WL). Ao selecionar-se WW igual a e WL igual a zero verifica-se todos os tons de cinza possíveis na imagem (CURRY, 1990). O processo de mudança de tons de cinza na imagem é conhecido como janelamento (Figura 2.11). Quando se altera os valores de WW e WL controla-se o brilho e contraste na imagem respectivamente. 13
25 Figura 2.11 Efeito da janela na imagem de TC 2.2 Qualidade da Imagem em Tomografia Computadorizada A qualidade da imagem na TC é descrita por alguns parâmetros fundamentais como: resolução espacial de alto contraste, resolução de baixo contraste, uniformidade e exatidão do NÚMERO DE TC, ruído e artefatos (SEERAM, 2008) Resolução Espacial de Alto Contraste A resolução espacial de alto contraste é a capacidade de um sistema de imagem distinguir objetos finos muito próximos de alto contraste separadamente. Pode ser descrita como a menor distância entre dois objetos pequenos que podem ser visualizados na imagem (ICRU 54, 1996). Em imagens tomográficas, a resolução espacial é utilizada para descrever os níveis de borrosidade do sistema e é definida como a capacidade de um equipamento produzir imagens de várias estruturas, com diferentes densidades, separada por pequenas distâncias, contida em um meio uniforme. 14
26 A Figura 2.12 apresenta o objeto de teste que possibilita a avaliação deste parâmetro. Neste método, determina-se na imagem do objeto de teste o número de pares de linha por milímetro que podem ser visibilizados. Figura 2.12 Pares de linhas representando a freqüência espacial considerada na análise da resolução espacial de imagens de TC. Muitos fatores podem afetar a resolução de alto contraste, dentre eles estão a geometria do equipamento e o tamanho do ponto focal e do detector (SIEGEL, 2004) Resolução de Baixo Contraste Uma das vantagens da TC sobre a radiologia convencional é a habilidade de observar objetos de baixo contraste cujas densidades sejam muito próximas da densidade de fundo. A tomografia pode diferenciar objetos com diferenças de densidades entre 0,25 a 0,5% (HSIESH, 2003) enquanto na radiografia convencional este valor é da ordem de 10% (CURRY, 1990). A resolução de baixo contraste pode ser medida utilizando objeto simulador que contenha estruturas de baixo contraste de diferentes tamanhos. A detectabilidade de baixo contraste geralmente é relacionada com o menor objeto que pode ser visto na imagem deste simulador (Figura 2.13). 15
27 Figura 2.13 Imagem de objeto de teste para avaliação de baixo contraste. A resolução de baixo contraste é fortemente afetada pelo ruído (HILES, 2001). Isto significa que um aumento na dose de radiação, ou seja, um aumento na quantidade de fótons que chegam até os detectores, ocasionará uma melhora deste parâmetro de qualidade da imagem. Esta dependência pode muitas vezes levar os operadores a aumentar as doses de radiação desnecessariamente Uniformidade do NÚMERO DE de TC A uniformidade do NÚMERO DE TC pode ser avaliada através da imagem de um objeto simulador homogêneo (geralmente é utilizado um cilindro preenchido com água). Determina-se o número de TC em diferentes pontos da imagem ou em regiões de interesse (Figura 2.14). Uma diferença de até 5HU é entre as medidas realizadas nas extremidades e a realizada no centro da imagem considerada aceitável (MS, 1998). Os fatores que podem afetar a uniformidade são: endurecimento do feixe, radiação espalhada e instabilidade do TC (SEERAM, 2008). 16
28 Figura 2.14 imagem do objeto de teste para determinação da homogeneidade do número de TC Exatidão do número de TC A exatidão do número de TC é o quão próximo do valor teórico o equipamento está representando os materiais de diferentes densidades e coeficientes de atenuação. Para avaliação deste parâmetro utiliza-se um objeto simulador contendo elementos de coeficientes de atenuação distintos e NÚMERO DE TC conhecidos. Após adquirida a imagem, mede-se o Nº de TC de cada material e compara-se com o valor real (Figura. 2.15). Figura 2.15 Imagem do objeto de teste para avaliação da exatidão do número de TC. 17
29 2.2.4 Ruído Quando se explora um meio homogêneo todos os pixels da imagem deveriam apresentar o mesmo número de TC. No entanto, a resolução de contraste do sistema não é perfeita e, portanto estes valores poderão variar em torno do valor real. No caso da água, irá variar em torno de zero (BUSHONG, 2001), (HUDA, 2004). O ruído pode ser descrito como o desvio padrão (σ) dos níveis de cinza, em uma área definida no centro da imagem (Figura 2.16), e é calculado pelo software do tomógrafo utilizando a seguinte expressão: 2 X i X σ = Equação 2.6 n 1 onde, n é a quantidade de pixels em um ROI; Xi é o valor individual do nível de cinza de um pixel e X é o valor médio dos níveis de cinza em um ROI (FLOHR, 2003). Figura 2.16 Região de interesse para avaliação do ruído em TC. O nível de ruído, Nr, pode ser avaliado como uma porcentagem de contraste em uma imagem ou pelo ntc em um meio homogêneo, como a água, dado por: 18
30 N σ = σ Nct água Nct ar 100 Equação 2.7 onde: Nct água é o número de TC da água e Nct ar é o número de TC no ar na escala Housnfield. Segundo a norma, o valor do ruído não deverá ser superior a ±10% ou maior do que 5 HU (MS, 1998). O nível de ruído em TC varia com a técnica selecionada pelo operador para a realização do exame como: a tensão do tubo (kv), o mas, a espessura do corte e o filtro matemático. Quanto maior a intensidade de radiação X, menor será o ruído da imagem (SIEGEL, 2004). Na avaliação do ruído deve-se considerar também as limitações do sistema relacionadas à configuração do fabricante. Dentre elas pode-se citar: o tamanho da matriz, o tamanho do pixel, o tipo de detector, a distância foco-detector e a potência do gerador Artefatos Artefatos podem degradar a qualidade da imagem, afetando a percepção de detalhes, podendo ocasionar erros no diagnóstico. Em geral os artefatos são causados por uma inconsistência nas medidas das projeções. Esta inconsistência pode ser resultado de movimentos do paciente, problemas no equipamento, amostra de dados, efeito de volume parcial, metais e pouca quantidade de fótons chegando aos detectores (HIESH, 1998). 2.3 Dosimetria em TC Descritores de dose em TC As grandezas utilizadas para especificar as doses de radiação em radiologia convencional não se aplicam a TC, pois a distribuição de dose dentro do paciente em TC é diferente da radiologia convencional, onde a dose decresce continuamente da entrada do feixe de raios X até a saída. No caso da TC, como o paciente é 19
31 exposto a um feixe de radiação em 360, a dose é igualmente distribuída (Figura. 2.17) (MARTIN, 2008). Figura 2.17 Curvas de isodose para uma projeção radiográfica e uma projeção de TC. A utilização de feixes estreitos de radiação ao longo da direção longitudinal do paciente (direção Z) implica que uma parte significativa da radiação é depositada fora da energia do feixe (BAERT, 2007). Como conseqüência, descritores de dose especiais são necessários para representar as particularidades do sistema de TC. Dentre eles está o CTDI (abreviação do inglês Computed Tomography Dose Index) que possui as seguintes variações: CTDI 100,ar, CTDI 100,w e CTDI vol. Também é possível expressar como o produto da dose pelo comprimento (DLP Dose Lenght Product). O CTDI descreve a soma de toda contribuição ao longo do eixo Z, linha paralela ao eixo que corta o isocentro do equipamento (Faulkner,2001). O CTDI foi definido pelo órgão norte americano U.S. Food and Drug Administration (FDA) em 1981, como um padrão de medida de dose em estudos por TC (FDA, 1985). Na Figura 2.18 pode-se observar o posicionamento da câmara de ionização no centro do gantry para determinação de CTDI. 20
32 Figura Representação de uma câmara de ionização no centro do gantry e o respectivo perfil de dose. CTDI A expressão matemática da definição de CTDI é: = 1 D N T + ( z) dz Equação 2.8 onde: D(z) é o valor da dose em uma dada posição Z, e N * T é o valor total da colimação utilizada na aquisição. Para medir o CTDI utiliza-se uma câmara de ionização tipo lápis com comprimento ativo de 100mm. Assim, o intervalo da integral da Equação 2.8 ficará definido de 50mm até +50mm. Quando esta medida é realizada no ar obtemos o CTDI 100,ar (Figura 2.19) (MCNITT, 2002). Figura 2.19 Perfil de dose para o cálculo de CTDI 100,ar 21
33 O índice de dose ponderado em Tomografia Computadorizada (CTDI 100,W ) é um descritor determinado em objetos simuladores ou a partir de dados tabelados do CTDI 100,ar (SHRIMPTON, 2000). Este índice leva em consideração a distribuição da dose no corpo ao longo do objeto irradiado e é calculado de acordo com a Equação CTDI 100, W = CTDI100, C + CTDI100, P 2 3 Equação 2.9 onde: CTDI 100,C é o valor do CTDI calculado no centro do fantoma e CTDI 100,P é o valor médio do CTDI calculado em cada uma das regiões da periferia do fantoma, geralmente nas posições equivalentes a 12hs, 3hs, 6hs e 9hs. Na prática o CTDI100,W é utilizado como índice de dose recomendado para determinação e comparação de níveis de referência (EUR, 1999). O CTDI 100,w também pode ser obtido a partir do produto do CTDI 100,ar pelo fator fantoma para o respectivo equipamento e exame (IMPACT, 2000). Como este índice não considera o deslocamento da mesa ou o fator de passo, definiu-se o índice de dose volumétrico (CTDI 100,vol ) que é representado pelas seguintes equações: a) no caso de tomografia seqüencial CTDI vol = CTDI 100, W d T onde d é o deslocamento da mesa e T a espessura de corte. Equação 2.10 b) para tomografia helicoidal e multicortes: CTDI vol = CTDI 100, W pitch Equação 2.11 onde o pitch ou fator de passo é dado pela razão do deslocamento da mesa durante uma rotação de 360 do tubo pela espessura irradiada de corte. 22
34 O descritor de dose conhecido denominado Produto Dose Comprimento (DLP- Dose Lenght Product) é expresso como o produto do CTDI 100,vol pelo comprimento de varredura do exame (mgy x cm). A avaliação constante do valor de DLP permite controlar o volume irradiado e a dose total de um exame (NRPB, 2005). DLP = CTDI L Equação 2.14 vol onde L representa o comprimento de varredura do exame. 2.4 Níveis de Referência A radioproteção em radiologia médica justifica esforços extras e estudos minuciosos, pois é a única fonte de exposição onde se irradia o paciente intencionalmente para fins de diagnóstico e terapia. A intenção desta irradiação é trazer ao paciente um benefício líquido. Em 1954, os Níveis de Referência para o Radiodiagnóstico foram propostos pela Comissão Internacional de Proteção Radiológica (DREXLER, 1998). Desde então, as doses recebidas pelos pacientes que se submetem aos exames radiológicos começaram a serem investigados em diversos países. A obtenção dos níveis de referência é feita a partir de uma pesquisa em larga escala, envolvendo um número significativo de hospitais públicos, privados e clínicas de diagnóstico. O objetivo é definir um valor mínimo de dose de radiação com o qual se obtém uma imagem adequada ao diagnóstico (IAEA, 2006). Em tomografia computadorizada os níveis de referência são baseados nos seguintes índices de dose: CTDI 100,vol, CTDI 100,W e DLP (ACR,2008). 23
35 CAPÍTULO III 3. MATERIAIS E MÉTODOS Neste trabalho foi realizada a dosimetria em ar e a avaliação da qualidade da imagem de dezessete equipamentos de tomografia computadorizada pertencentes a rede hospitalar pública e particular do município do Rio de Janeiro. A metodologia de avaliação foi baseada em recomendações internacionais (AIEA, 2004) e no procedimento de acreditação do Colégio Americano de Radiologia (ACR, 2002). 3.1 Tomógrafos Avaliados A amostra avaliada é composta por equipamentos de um único corte (SSCT single slice computed tomograph) como também multicortes (MSCT - multi slice computed tomograph). A Tabela 3.1 apresenta as características dos tomógrafos avaliados. Tabela 3.1: Apresentação dos Tomógrafos avaliados. Nº Marca/modelo Idade 1 Ge light 9 2 philips ultra z 9 3 brillance 6X 2 4 somaton ARSP 2 5 brillance MX somaton rstar 6 7 GE hi speed 8 8 philips Mx Ge light 9 10 GE light speed 16x 3 11 GE pro speed GE pro speed Elcinte Siemens Sprrit 8 15 Siemns Sansation Somaton AR Star 6 17 PQ
36 Antes de iniciar os testes, foi solicitado a cada operador o preenchimento de um questionário sobre os protocolos utilizados na rotina do serviço. O questionário utilizado e os protocolos de rotina de cada serviço encontram-se respectivamente no Anexo I. 3.2 Instrumentação: Fantoma ACR Para avaliação da qualidade da imagem foi utilizado o fantoma fabricado pela Gammex, modelo 464, utilizado pelo programa de acreditação do ACR. Este fantoma é constituído de água sólida (0 ±5 HU), apresenta 16cm de comprimento, 20cm de diâmetro e pesa 5,3kg (Figura 3.1). Figura 3.1 Fantoma Gammex 464 O fantoma é dividido em quatro módulos os quais, a partir do tipo de objeto de teste inserido em sua composição, permitem avaliar os seguintes critérios de qualidade de imagem: homogeneidade do número de TC para água sólida, exatidão do número de TC para osso, acrílico e polietileno, exatidão da espessura de corte e resolução de alto e baixo contraste. No primeiro e último módulo estão localizados quatro marcadores radiopacos (BBs) distribuídos nas intersecções das linhas demarcadas no fantoma Conjunto Dosimétrico Para a dosimetria em ar foi utilizada uma câmara de ionização tipo lápis com 10cm de comprimento e volume sensível de 3cm 3 conectada a um eletrômetro modelo Ambos fabricados pela RADCAL. 25
37 3.3 Metodologia Avaliação dos Parâmetros de localização e Qualidade da imagem O sistema de localização utilizado para posicionamento do paciente nos tomógrafos pode ser constituído por um conjunto de lasers ou por feixes de luz. A indicação luminosa deve coincidir com a espessura irradiada de corte no isocentro do gantry. Desta forma, o sistema de localização foi avaliado quanto a sua exatidão com o corte irradiado. Também foi verificada a coincidência entre o deslocamento da mesa e o valor selecionado no painel de comando. Os testes foram realizados segundo o protocolo estabelecido no manual do fabricante do fantoma. A seguir são descritos os procedimentos adotados em cada módulo do fantoma e o respectivo critério avaliado. A) MÓDULO 1 ALINHAMENTO DO FANTOMA, EXATIDÃO DA INDICAÇÃO LUMINOSA DOS TOMÓGRAFOS e DESLOCAMENTO DA MESA O fantoma foi posicionado na mesa de exame do tomógrafo a ser avaliado de forma que as luzes de alinhamento coincidissem com as linhas marcadas no centro do módulo um do fantoma (Figura 3.2). No comando do equipamento foi selecionado o deslocamento Head First, uma técnica de tórax de alta resolução e uma varredura axial. Após a varredura foi verificado se os 4 marcadores radiopacos (BBs) estavam nitidamente visíveis na imagem. No caso de não conformidade com este requisito, realizou-se dois novos cortes, respectivamente nas posições 1mm posterior e 1mm anterior em relação ao primeiro corte (MCCOLLOUGH, 2004). Quando o critério não foi atendido em nenhum dos três cortes, os testes foram suspensos e o sistema de manutenção foi chamado para aferição do sistema de alinhamento do equipamento. 26
38 a b c Figura 3.2: Posicionamento e alinhamento do fantoma ACR (a) e (b). Em (c) verificação dos 4 BBs Após visibilizados os quatro BBs do primeiro módulo, deslocou-se a mesa 120mm em direção ao exterior do gantry. Uma nova varredura foi realizada com os mesmos parâmetros técnicos. Dois outros cortes foram realizados a ±1mm de distância da posição original quando os BBS não estavam nítidos na imagem. Quando todos os BBs não foram verificados nas imagens das três varreduras os teste foram suspensos e a manutenção foi chamada para aferir o sistema de deslocamento da mesa. B) MÓDULO 1 NÚMERO DE TC E ESPESSURA DE CORTE No módulo 1 foi avaliada também a exatidão da espessura de corte selecionada. A avaliação é realizada na imagem obtida da projeção de uma escada de 45 inserida no fantoma. São contados apenas os degraus que aparecem na imagem com mais do que 50% de intensidade que o degrau central. A espessura de corte da imagem foi obtida dividindo por dois o número de degraus contados. Para esta mesma imagem foram determinados os números de TCs dos materiais inseridos no objeto simulador. Com uma janela de WW=400 e WL=0, uma região de interesse (ROI) de aproximadamente 200mm2 foi desenhada sobre cada material. Na Figura 3.3 pode-se observar a imagem da projeção da rampa e as ROIs para avaliação de cada material. 27
39 Polietileno Osso Água Ar Acrílico Acrílico WW=400 WL = 0 Figura 3.3: Regiões de interesse (ROI) para cada material e imagens das projeções das rampas para determinação da espessura de corte O mesmo procedimento foi adotado para determinar o número de TC da água para cada valor de espessura de corte e tensão dos tubos disponíveis em cada equipamento. Foi variado para cada teste respectivamente a espessura de corte e a tensão do tubo. Segundo a norma vigente (MS, 1998), a diferença entre o valor medido e o valor tabelado deve ser inferior a ±5HU. C ) MÓDULO 2: RESOLUÇÃO DE BAIXO CONTRASTE Com o objeto simulador posicionado a 40mm da posição de referência (posição zero), foi utilizada uma varredura axial com técnica de abdômen adulto. Utilizando uma janela de WW=100 e WL=100, a resolução de baixo contraste foi determinada a partir do número de conjuntos de quatro cilindros visualizado na imagem reconstruída. Pode-se observar a imagem deste objeto de teste na Figura 3.4a. O contraste na imagem foi determinado a partir da diferença entre o valor médio do número de TC obtido na ROI posicionado no maior cilindro visibilizado (25mm) e o valor do ROI estabelecido ao lado esquerdo deste cilindro (Figura 3.4b). Repetiu-se o procedimento acima para uma técnica de cabeça para adulto (cérebro). 28
40 Figura 3.4: a) representação dos cilindros de diferentes diâmetros distribuídos no módulo 2. b) imagem do módulo 2 com os ROIs desenhados em amarelo. D) MÓDULO 3: UNIFORMIDADE, RUÍDO E EXATIDÃO DO MARCADOR DE DISTÂNCIA Foi realizada uma varredura axial com técnica de abdômen adulto com o objeto simulador posicionado no centro do terceiro módulo (80mm da posição de referência). Com a janela de WW= 100 e WL= 0, desenharam-se cinco ROIs de aproximadamente 400 mm 2 distribuídas conforme apresentado na Figura 3.5. Registrou-se o número de TC das 5 ROIs e o desvio padrão da ROI central. A exatidão do indicador de distância do tomógrafo foi avaliada medindo-se a distância entre os objetos radiopacos (Figura 3.5b). Figuras 3.5 a) Posicionamento dos ROIs para medida de uniformidade do número de CT e exatidão da distância no módulo 3.b) avaliação do indicador de distancia. 29
41 E) MÓDULO 4: RESOLUÇÃO DE ALTO CONTRASTE (RESOLUÇÃO ESPACIAL) Com o objeto simulador posicionado a 120mm da posição de referência, foi realizada uma varredura axial com técnica de abdômen adulto. Foi selecionada uma janela de WW= 100, WL= 1110 e reduziu-se a iluminação da sala. A mais alta freqüência espacial foi determinada a partir da visualização do conjunto de padrão de barras (número de pares de linhas) no qual os espaçamentos entre as linhas podiam ser claramente diferenciados (Figura 3.6). Figura 3.6: Representação do Módulo 4 com os oito conjuntos de padrão de barras: 4,5,6,7,8,9,10 e 12 pl/mm b) Imagem do módulo 4 com a correta janela para determinação da resolução espacial O procedimento anterior foi repetido para uma técnica de tórax de alta resolução. A imagem foi avaliada com uma janela WW= 100 e WL= Avaliação dos Índices de Dose de Radiação Foram avaliados os índices de dose para os seguintes procedimentos de rotina de um paciente adulto padrão: abdômen, tórax de alta resolução e crânio. No caso de exame pediátrico, com idade até sete anos, o índice de dose foi avaliado apenas para o exame de abdômen. Para a realização destas medidas, foram aplicados os fatores de técnica de rotina do serviço (kvp, mas, comprimento de varredura, número de cortes/rotação, incremento de mesa ou pitch) fornecidos pelo operador do equipamento. 30