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Comissão Nacional de Energia Nuclear
CENTRO DE DESENVOLVIMENTO DA TECNOLOGIA NUCLEAR
Programa de Pós-Graduação em Ciência e Tecnologia das Radiações, Minerais e
Materiais
Área de concentração: Ciência e Tecnologia das Radiações
Orientador: Dr. Teógenes Augusto da Silva
Belo Horizonte
2013
ESTUDO DAS GRANDEZAS DOSIMÉTRICAS E DA
QUALIDADE DA IMAGEM EM EXAMES PEDIÁTRICOS
DE TÓRAX E ABDÔMEN POR
TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA
Tiago da Silva Jornada
II
II
Comissão Nacional de Energia Nuclear
CENTRO DE DESENVOLVIMENTO DA TECNOLOGIA NUCLEAR
Programa de Pós-Graduação em Ciência e Tecnologia das Radiações, Minerais e
Materiais
ESTUDO DAS GRANDEZAS DOSIMÉTRICAS E DA QUALIDADE DA
IMAGEM EM EXAMES PEDIÁTRICOS DE TÓRAX E ABDÔMEN POR
TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA
Tiago da Silva Jornada
Belo Horizonte
2013
Dissertação apresentada ao Curso de Pós-Graduação em
Ciência e Tecnologia das Radiações, Minerais e Materiais,
como requisito parcial à obtenção do Grau de Mestre
Área de concentração: Ciência e Tecnologia das Radiações
Orientador: Dr. Teógenes Augusto da Silva
III
AGRADECIMENTOS
Em especial ao meu orientador pela oportunidade e apoio, e a minha namorada por toda
a compreensão ao longo destes dois anos distantes.
A Comissão Nacional de Energia Nuclear (CNEN) pela bolsa de estudo.
E a todos que de forma direta ou indireta colaboraram para a realização deste trabalho.
Este trabalho é parte do projeto de Metrologia das Radiações em Medicina do Instituto
Nacional de Ciência e Tecnologia (INCT).
IV
“..Tente! (Tente!)
E não diga a vitória está perdida
Se é de batalhas que se vive a vida
Han!
Tente outra vez ”.
Raul Seixas
V
RESUMO
Este trabalho teve como um dos objetivos o conhecimento das grandezas dosimétricas em
exames de tomografia computadorizada pediátrica do tórax e do abdômen na cidade de Belo
Horizonte. A justificativa para este objetivo está no fato da probabilidade de efeitos danosos à
saúde, causados pela radiação, ser maior em crianças que em adultos e, diferentemente de
outros países onde o conhecimento e controle dos valores das doses é fato normal, esta cultura
de segurança ainda não existe no Brasil. Outro objetivo deste trabalho foi confrontar os
valores das grandezas dosimétricas com os Níveis de Referência em Diagnóstico (NRD),
aplicando, quando necessário, o processo de otimização e fazendo uma análise da qualidade
diagnóstica das imagens obtidas com os parâmetros técnicos otimizados. O estudo foi
realizado em cinco hospitais, sendo as grandezas Índice Ponderado de Kerma no Ar (Cw),
Índice Volumétrico de Kerma no Ar (Cvol), Produto Kerma-Comprimento (PKL,CT), Dose
Efetiva (E) e Dose Efetiva Normalizada (En) obtidas por meio de três métodos distintos: com
uma câmara de ionização e um objeto simulador de tronco pediátrico, com filmes
radiocrômicos e com o software CT-EXPO. O processo de otimização, aplicado em apenas
um hospital, consistiu de sugestões para variações na corrente (mA) e da tensão (kV) do tubo
no protocolos para a obtenção de exames de tomografia do abdômen. A metodologia para a
análise da qualidade diagnóstica foi feita a partir da Distribuição Normal e Análise ROC,
ambas de cunho inédito, pela análise da resolução espacial através da obtenção da MTF e
julgamento quantitativo e qualitativo do ruído. Os resultados obtidos para as grandezas
dosimétricas mostraram uma diferença significativa entre tomógrafos singleslice e multi-slice,
mas com valores abaixo do NRD recomendado. Os valores obtidos com o processo de
otimização indicaram que é possível reduzir a exposição do paciente pediátrico à radiação,
mesmo quando as doses são consideradas baixas, não acarretando na perda em qualidade
diagnóstica. A obtenção de doses com valores muito inferiores aos NRD pode induzir ao
aumento da exposição à radiação, na tentativa de ganho na qualidade diagnóstica da imagem;
porém, os resultados das análises mostraram que não houve ganho significativo na qualidade
da imagem, tornando o procedimento uma prática não justificada. Com base nos resultados,
foi possível afirmar que as grandezas dosimétricas envolvidas em procedimentos
tomográficos pediátricos estão abaixo dos NRD recomendados, porém que há espaço para o
VI
processo de otimização, preservando ainda mais a integridade física do paciente e mantendo a
adequada qualidade diagnóstica da imagem tomográfica.
Palavras-chaves: Tomografia Pediátrica – Grandezas dosimétricas em TC – Níveis de
Referência em Diagnóstico – Otimização – Qualidade diagnóstica da imagem.
ABSTRACT
This work had the objective to achieve the knowledge of the dosimetric quantities related to
chest and abdomen computed tomography (CT) examinations of pediatric patients, in Belo
Horizonte city. The reason of this work is based on the fact that the probability of health
detriment in children, which it may be caused by radiation, is higher than in adults. Besides,
although in many countries the knowledge and control of patient doses is a normal procedure,
this safety culture does not exist in Brazil. Another objective of this work was to compare the
dosimetric quantity values with the Diagnostic Reference Levels (DRLs); when it was needed,
an optimization process was applied and the quality of the diagnostic image obtained with the
optimized technical parameters was analyzed. This study was carried out in five hospitals,
where the weighted air kerma index (Cw), the volumetric air kerma index (Cvol), the air kerma
– length product (PKL,CT), the Effective Dose (E) and the Normalized Effective Dose (En)
were determined; three methods were adopted for measurements: the ionization chamber
inside a chest pediatric phantom, radiochromic films and the CT-EXPO software. The
optimization process was applied to a single hospital through variations in the current (mA)
and voltage (kV) of the x-ray tube for the protocols used for abdomen CT examinations. The
analysis of the quality of the diagnostic image was done by Normal Distribution and ROC
analysis; spatial resolution analysis was used through MTF determination and the noise level
was judged in terms quantitative and qualitative. Results of the dosimetric quantities showed
that they significantly differed between single-slice and multi-slice tomography units, but
their values were always below the recommended DRLs. The optimized values of the
dosimetric quantities obtained after the optimization process showed that it was possible to
reduce the radiation exposure of pediatric patient without losing the image quality, despite the
low dose values found. Dose values very lower than DRLs might induce to an unjustified
practice of increasing the dose for improving the image diagnostic quality; the results showed
that if it was done there was not a relevant change in the quality. Based on the results of this
VII
work, it was possible to state that the dosimetric quantity values in the studied pediatric
tomographic procedures were lower than DRLs, but there was still room of optimization for
patient protection and to maintain an adequate image diagnostic quality in computed
tomography.
Keywords: Pediatric CT - Quantities dosimetric in CT - Diagnostic Reference Levels -
Optimization - quality Diagnostic of imag
LISTA DE FIGURAS
Figura 1: Sistemas de coordenadas. Pontos dentro do objeto são descritos por coordenadas fixas (x,y). Os raios –
X (linha tracejada) são descritos pelo seu ângulo (ϕ) com o eixo y, e por r a distância até a origem. A
coordenada s denota a distância ao longo do raio. Adaptada de (CHIRO E RODNY, 1976). ................................27
Figura 2: Três projeções (P1, P2, P3) usadas para formar a imagem, resultando em uma representação borrada
da imagem original (SMITH, 1999). ..................................................................................................................30
Figura 3: Retroprojeção filtrada usada para formar a imagem, resultando em uma representação matemática
idêntica a imagem original (SMITH, 1999). .......................................................................................................31
Figura 4: Aquisição com um aparelho SDCT e com um aparelho MDCT. Com o aparelho MDCT é possível cobrir
uma parte maior do paciente em um único corte (HIGASHIOMIYA, 2013). ........................................................33
Figura 5: Escala de Hounsfield (MAIERHOFER, MAZZETTI, 2001) .......................................................................37
Figura 6: Tabela de tradução LUT.....................................................................................................................38
Figura 7: Funções de espalhamento: PSF, LSF e ESF (BUSHBERG, SEIBERT, LEIDHOLDT e BONNE, 2002). ............40
Figura 8: Exemplo do espaçamento mínimo chamado de resolução espacial (WOLBARST 1993)........................40
Figura 9: Conjunto de pares de linhas com diferentes espessuras para a avaliação da resolução espacial (CURRY,
DOWDEY e MURRY, 1990). 41
Figura 10: Curva característica da MTF. Adaptada de SEERAM, 2009. ..............................................................41
Figura 11: Gráfico comparativo da MTF para três aparelhos tomográficos. Adaptada de SMITH, 1999. ............42
Figura 12: Função sinusoidal ilustrada para representar o conceito de frequência espacial. Adaptada de JIANG,
2009. ...............................................................................................................................................................43
Figura 13: Representação da curva normal reduzida. (DODGE, 1981). ..............................................................63
Figura 14: Representação gráfica da distribuição normal para 95% de confiança (CORREA, 2003). ...................63
Figura 15: Matriz de contingência ....................................................................................................................67
Figura 16: Representação da curva ROC com os critérios de seleção. A linha amarela representa o melhor
resultado ou excelente, a rosa um resultado bom e a azul um resultado sem valor diagnóstico. Adaptada de
UNMC (2008). .................................................................................................................................................70
Figura 17: Câmara de ionização e orientações para medições no objeto simulador. ..........................................72
Figura 18: Objeto simulador adulto (direita A) e objeto simulador pediátrico e neonato (direita B) do programa
computacional CT-EXPO...................................................................................................................................73
Figura 19: Campos técnicos para serem ajustados no CT-EXPO. ........................................................................74
Figura 20:Sistema de calibração em raios-X: câmara de ionização posicionada após a janela de colimação (a);
visão frontal do aparelho de raios –X com a filtração (b). .................................................................................76
Figura 21: Sistema de irradiação do filme radiocrômicos em raios-X: filme posicionado no mesmo lugar da
câmara de ionização (a) e o filme após a irradiação (b). ..................................................................................76
Figura 22: Posicionamento em um tomógrafo do objeto simulador com filmes radiocrômicos inseridos. ..........77
Figura 23: Procedimentos para tratamento dos filmes radiocrômicos após serem irradiados. ..........................78
Figura 24: Objeto simulador usado para testes de controle de qualidade, com as especificações das regiões para
análise da qualidade da imagem. 80
III
Figura 25: Distribuição das cinco ROI’s na imagem, desvio padrão e média aritmética para cada um das ROI
obtidos com o software JiveX®. Para uma melhor visualização foi ampliada uma das ROI, como indica a seta. 81
Figura 26: Distribuição das ROI na imagem, desvio padrão e média aritmética de cada ROI obtido com o
software JiveX®. Para uma melhor visualização foi ampliada uma das ROI, como indica a seta. ........................82
Figura 27: Critérios adotados para a elaboração da matriz de contingência......................................................83
Figura 28: Imagem da região 3 usada para análise da resolução espacial. ........................................................83
Figura 29: Ilustração da ROI adotada para a obtenção da análise quantitativa do ruído. ..................................85
Figura 30: Software Quantikov usado para a subtração das imagens e visualização do ruído resultante no
processo de otimização. ...................................................................................................................................85
Figura 31: Gráfico comparativo entre os valores de Cw e Cvol nos exames de TC pediátricas do tórax. .............93
Figura 32: Gráfico comparativo entre os valores de Cw e Cvol nos exames de TC pediátricas do abdômen. .......94
Figura 33: Gráfico comparativo entre os valores do PK, L, CT nas TC pediátricas do tórax e do abdômen. ..........96
Figura 34: Gráfico comparativo entre os valores para a Dose Efetiva Normalizada (En) nos exames de TC
pediátricas do tórax e do abdômen. .................................................................................................................98
Figura 35: Gráfico comparativo entre o NRD da ICRP 87 (2000) e os valores do Cw obtido para os exames de TC
pediátricas do tórax e do abdômen. .................................................................................................................99
Figura 36: Gráfico comparativo entre o Cvol obtido para as TC pediátricas do abdômen com estudos realizados
em outras partes do mundo. .......................................................................................................................... 100
Figura 37: Gráfico comparativo para os valores da Dose Efetiva Normalizada (En) nas TC pediátricas do tórax e
do abdômen com estudos de outros autores e o recomendado pela AAPM 96 (2008). .................................... 101
Figura 38: Resposta do filme radiocrômico em tons de cinza, na radiação de referência RQT9, com 1,374
mGy.cm. ........................................................................................................................................................ 102
Figura 39: Resposta do filme radiocrômico em tons de cinza, na radiação de referência RQT9, com 2,607
mGy.cm. ........................................................................................................................................................ 102
Figura 40: Resposta do filme radiocrômico em tons de cinza, na radiação de referência RQT9, com 5,370
mGy.cm. ........................................................................................................................................................ 103
Figura 41: Resposta do filme radiocrômico em tons de cinza, na radiação de referência RQT9, com 10,670
mGy.cm. ........................................................................................................................................................ 103
Figura 42: Resposta do filme radiocrômico em tons de cinza, na radiação de referência RQT9, com 21,22
mGy.cm. ........................................................................................................................................................ 104
Figura 43: Curva de calibração para o lote de filmes radiocrômicos calibrados no LCD do CDTN. ..................... 105
Figura 44: Comportamento ótico do filme radiocrômico irradiado dentro do objeto simulador no hospital B,
com os parâmetros técnicos para exames de TC pediátricas do tórax. ........................................................... 106
Figura 45: Comportamento ótico do filme radiocrômico irradiado dentro do objeto simulador no hospital C,
com os parâmetros técnicos para exames TC pediátricas do tórax. ................................................................. 107
IV
Figura 46: Comportamento ótico do filme radiocrômico irradiado dentro do objeto simulador no hospital D,
com os parâmetros técnicos para exames de exames de TC pediátricas do tórax. .......................................... 107
Figura 47: Valores para o Cw obtidos com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos em comparação
com o DLR recomendado pela ICRP 87 (2000). ............................................................................................... 114
Figura 48: Comportamento nos valores do Cw em função da corrente aplicada ao tubo nos procedimentos para
a obtenção das TC pediátricas do abdômen. .................................................................................................. 125
Figura 49: Extrapolação dos valores referentes a variação do Cw em função da corrente. .............................. 126
Figura 50: Imagem obtida com o protocolo original e o intervalo de confiança para cada ROI. ....................... 127
Figura 51: Imagens obtidas com os parâmetros otimizados. ........................................................................... 127
Figura 52: Intervalos de confiança das ROI para as imagens otimizadas. ........................................................ 128
Figura 53: Gráfico da relação entre confiabilidade e Cw para a obtenção de exames de TC pediátricas do
abdômenno hospital E. 130
Figura 54: Curva ROC da imagem obtida com os parâmetros técnicos de exposição para a obtenção de exames
de TC pediátrica do abdômen no hospital E. ................................................................................................... 131
Figura 55: Curva ROC do protocolo sugerido A. .............................................................................................. 133
Figura 56:Curva ROC obtida com o protocolo sugerido B. ............................................................................... 134
Figura 57: Curva ROC obtida com o protocolo sugerido C. 135
Figura 58:Curva ROC obtida com o protocolo sugerido D. 137
Figura 59: Curva ROC obtida com o protocolo sugerido E................................................................................ 138
Figura 60: Curva ROC com o protocolo sugerido F. ......................................................................................... 140
Figura 61: Relação entre os valores das AUC e dos CW. .................................................................................. 141
Figura 62: Da esquerda para a direita temos: Imagem original (a), a LSF (b) e MTF (c). ................................... 142
Figura 63: Comportamento gráfico da LSF em 2D e da MTF em 2D e 1D. ........................................................ 142
Figura 64: LSF e MTF geradas a partir dos protocolos sugeridos para a obtenção de exames de TC pediátricas
do abdômen no hospital F. 143
Figura 65: Imagem obtida com o protocolo original. A linha azul mostra o comportamento do ruído ao longo
do eixo horizontal, e a linha vermelha o comportamento do ruído no eixo vertical. 146
Figura 66: Ruído resultante da subtração das imagens obtidas com: A) Protocolo sugerido A com protocolo
original, B) Protocolo sugerido B com protocolo original, C) Protocolo sugerido D com o protocolo original, D)
Protocolo sugerido D com o protocolo original. .............................................................................................. 148
Figura 67: Ruído resultante da subtração das imagens obtidas com: A) Protocolo sugerido F com protocolo
original, B) Protocolo sugerido E com o protocolo original. ............................................................................. 149
V
LISTA DE TABELAS
Tabela 1: Valores do fator de conversão k (AAPM, 2008) ..................................................................................58
Tabela 2: Valor crítico e nível de confiança correspondente. .............................................................................64
Tabela 3: Relação dos tomógrafos pesquisados no presente trabalho. ..............................................................86
Tabela 4: Valores das constantes para o cálculo das grandezas dosimétricas e da dose efetiva normalizada. ....87
Tabela 5: Parâmetros técnicos para a obtenção de exames de TC pediátricas do tórax em cada hospital. .........88
Tabela 6: Parâmetros técnicos para a obtenção de exames de TC pediátricas do abdômen em cada hospital. ...88
Tabela 7: Medidas com a câmara de ionização inserida em cada posição do objeto simulador, nos protocolos de
TC pediátricas do tórax em cada hospital. ........................................................................................................90
Tabela 8: Medidas com a câmara de ionização inserida em cada posição do objeto simulador, nos protocolos de
TC pediátricas do abdômen em cada hospital...................................................................................................90
Tabela 9: Índices de kerma (mGy) no centro e na periferia no objeto simulador em cada um dos hospitais para
os protocolos de obtenção de exames de TC do tórax e do abdômen. ...............................................................91
Tabela 10: Valores para o Cw e Cvol nos exames de TC pediátricas do tórax ........................................................92
Tabela 11: Valores para o Cw e Cvol nos exames de TC pediátricas do abdômen. ................................................92
Tabela 12: Valores para o PKL,CT nos exames de TC pediátricas do tórax e do abdômen......................................95
Tabela 13: Valores da dose efetiva normalizada, En, nos exames de TC pediátricas do tórax e do abdômen. .....97
Tabela 14: Parâmetros obtidos para a calibração dos filmes radiocrômicos e faixa de kerma no ar. ................ 101
Tabela 15: Relação das instituições onde foram testado os filmes radiocrômicos. ........................................... 106
Tabela 16: Valores da integral da área da resposta do filme radiocrômico, em cada posição no objeto simulador,
com os parâmetros para exames de TC pediátricas do tórax........................................................................... 108
Tabela 17: Valores obtidos com a curva de calibração dos filmes radiocrômicos nas três instituições com os
parâmetro para exames de TC pediátricas do tórax e do abdômen. ................................................................ 109
Tabela 18: Comparativo entre os valores das grandezas dosimétricas obtidas com a câmara de ionização e com
os filmes radiocrômicos, no hospital B para exames de TC pediátricas do tórax. ............................................. 110
Tabela 19: Comparativo entre os valores das grandezas dosimétricas obtidas com a câmara de ionização e com
os filmes radiocrômicos, no hospital B para exames de TC pediátricas do abdômen . ...................................... 110
Tabela 20: Comparativo entre os valores das grandezas dosimétricas obtidas com a câmara de ionização e com
os filmes radiocrômicos, no hospital C para exames de TC pediátricas do tórax. ............................................. 111
Tabela 21: Comparativo entre os valores das grandezas dosimétricas obtidas com a câmara de ionização e com
os filmes radiocrômicos, no hospital B para exames de TC pediátricas do abdômen. ....................................... 112
Tabela 22: Comparativo entre os valores das grandezas dosimétricas obtidas com a câmara de ionização e com
os filmes radiocrômicos, no hospital B para exames de TC pediátricas do tórax. ............................................. 113
Tabela 23: Comparativo entre os valores das grandezas dosimétricas obtidas com a câmara de ionização e com
os filmes radiocrômicos, no hospital B para exames de TC pediátricas do abdômen. ....................................... 113
VI
Tabela 24: Relação dos hospitais nas quais foi usado o CT-EXPO. ................................................................... 115
Tabela 25: Comparativo entre os valores obtidos com o CT-EXPO 1.7.1 com os valores experimentais obtidos
com a câmara de ionização no hospital A. ...................................................................................................... 116
Tabela 26: Comparativo entre os valores obtidos com o CT-EXPO 1.7.1 com os valores experimentais obtidos
com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos no hospital B. ...................................................... 117
Tabela 27: Comparativo entre os valores obtidos com o CT-EXPO 1.7.1 com os valores experimentais obtidos
com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos no hospital C. ...................................................... 119
Tabela 28: Comparativo entre os valores obtidos com o CT-EXPO 1.7.1 com os valores experimentais obtidos
com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos no hospital D. ...................................................... 121
Tabela 29: Protocolos sugeridos com variações para o mA e kV para exames de TC pediátricas do abdômen no
hospital E. ..................................................................................................................................................... 123
Tabela 30: Valores comparativos entre as grandezas dosimétricas obtidas com o protocolo original e com os
protocolos sugeridos. ..................................................................................................................................... 124
Tabela 31: Probabilidades de cada ROI apresentar pixels com valor de 0 HU, para imagens obtidas com os
parâmetros técnicos de exposição do protocolo original e otimizados para a obtenção das TC pediátricas do
abdômen. ...................................................................................................................................................... 129
Tabela 32: Classificados de qualidade para a imagem obtida com os parâmetros técnicos do protocolo original
para a obtenção de exames de TC pediátricas do abdômen ............................................................................ 132
Tabela 33: Classificados de qualidade para a imagem obtida com os parâmetros técnicos do protocolo original
sugerido A. .................................................................................................................................................... 133
Tabela 34: Classificados de qualidade para a imagem obtida com os parâmetros técnicos do protocolo original
sugerido B. .................................................................................................................................................... 135
Tabela 35: Classificados de qualidade para a imagem obtida com os parâmetros técnicos do protocolo sugerido
C. .................................................................................................................................................................. 136
Tabela 36: Classificados de qualidade para a imagem obtida com os parâmetros técnicos do protocolo sugerido
D. .................................................................................................................................................................. 137
Tabela 37: Classificados de qualidade para a imagem obtida com os parâmetros técnicos do protocolo original
sugerido E. .................................................................................................................................................... 139
Tabela 38: Classificados de qualidade para a imagem obtida com os parâmetros técnicos do protocolo original
sugerido F...................................................................................................................................................... 140
Tabela 39: Frequências espaciais e resolução espacial obtidas com os protocolos sugeridos para a obtenção de
exames de TC pediátricas do abdômen no hospital F. ..................................................................................... 144
Tabela 40: Valores para o ruído nas imagens obtidas com o protocolo original e com sugeridos. ................... 146
Tabela 41: Relação entre o ruído e a dose efetiva normalizada. ...................................................................... 147
Tabela 42: Cálculo da incerteza na obtenção do PkL para a calibração dos filmes radiocrômicos. ... Erro! Indicador
não definido.
VII
Tabela 43: Cálculo da incerteza da calibração do filme radiocrômico. ............................................................. 165
LISTA DE ABREVIATURAS E SIGLAS
AAPM American Association of Physicists in Medicine
ALARA As Low As Reasonably Achievable
EMI Eletrical and Musical Industries
ESF Edge Spread Function
FDA Food and Drug Administration
HU Hounsfield units
IAEA International Atomic Energy Agency
ICRP International Commission on Radiological Protection
IPEN Instituto de Pesquisa Energéticas e Nucleares
LET Transferência linear de energia
LUT Lookup Tables
LCD Laboratório de Calibração de dosímetros
LSF Line Spread Function
MDCT Multi-detector-row CT
MTF Frequência Transferência de Modulação
NCRP National Council on Radiation Protection and Measurements
NRD Nível de Referência em Diagnóstico
PMMA Polimetilmetacrilato
Pixel Picture element,
VIII
PSF Point Spread Function
SNR Signal to noise ratio
SCDCT Single-detector-row CT
RGB Red, Gren e Blue
RQT Radiation Quality Tomography
ROC Receiver Operating Characteristic
ROI Região de interesse
TC Tomografia computadorizada
Voxel Volume element
Kerma Kinetic Energy Released in Matter
IX
ÍNDICE
RESUMO ............................................................................................................................. V
ABSTRACT ........................................................................................................................ VI
LISTA DE FIGURAS ........................................................................................................... II
LISTA DE TABELAS .......................................................................................................... V
ÍNDICE ............................................................................................................................... IX
1. INTRODUÇÃO ............................................................................................................... 18
2. OBJETIVOS ................................................................................................................... 20
3. REVISÃO DA LITERATURA ........................................................................................ 21
3.1. O NASCIMENTO DA TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA.......................................................................................21
3.2. A CHEGADA DA TOMOGRAFIA NO BRASIL E A ARQUITETURA ATUAL DOS TOMÓGRAFOS ................................................23
3.3. A FÍSICA E A MATEMÁTICA DA TOMOGRAFIA .....................................................................................................25
3.3.1. Princípios básicos .........................................................................................................................25
3.3.2. Princípios avançados ....................................................................................................................27
3.3.2.1. Retroprojeção ............................................................................................................................29
3.3.2.2. Retroprojeção Filtrada ...............................................................................................................31
3.4. SDCT E MDCT ........................................................................................................................................32
3.5. APRESENTAÇÃO DE UMA IMAGEM TOMOGRÁFICA .............................................................................................35
3.6.QUALIDADE DA IMAGEM ..............................................................................................................................39
3.6.1. Função de espalhamento (‘Spread Functions”) ..............................................................................39
3.6.2. RESOLUÇÃO ESPACIAL E MTF ...................................................................................................................40
3.6.3. RUÍDO .................................................................................................................................................44
3.7. EFEITOS DANOSOS A SAÚDE .........................................................................................................................44
3.7.1. Indicações clínicas para um exame de TC pediátrica ......................................................................46
3.8. NÍVEIS DE REFERÊNCIA EM DIAGNÓSTICO (NRD) ..............................................................................................48
3.8.1. Otimização...................................................................................................................................49
3.9.GRANDEZAS DE PROTEÇÃO RADIOLÓGICA: ........................................................................................................50
3.9.1 Grandezas de uso exclusivo em procedimentos tomográficos .........................................................52
3.9.2. Dose efetiva normalizada para TC .................................................................................................57
X
3.10.INFERÊNCIA ESTATÍSTICA, RUÍDO E MTF ........................................................................................................59
3.10.1. Distribuição normal .....................................................................................................................59
3.10.2 Análise ROC .................................................................................................................................65
3.10.3. Curva ROC ...................................................................................................................................68
3.10.3.Área sobre a curva ROC ................................................................................................................70
4.1. MEDIÇÕES COM A CÂMARA DE IONIZAÇÃO .......................................................................................................72
4.2. PROGRAMA COMPUTACIONAL CT-EXPO ........................................................................................................73
4.3. FILMES RADIOCRÔMICOS .............................................................................................................................75
4.4. PROCESSO DE OTIMIZAÇÃO .........................................................................................................................79
4.4.1. ANÁLISE E JULGAMENTO DA IMAGEM ..........................................................................................................79
4.4.1.2 .Distribuição normal ....................................................................................................................79
4.4.1.3. Análise ROC ...............................................................................................................................81
4.4.1.4. Resolução espacial – MTF ...........................................................................................................83
4.4.1.5. Análise do ruído .........................................................................................................................84
5. RESULTADOS............................................................................................................... 86
5.1. GRANDEZAS DOSIMÉTRICAS .........................................................................................................................86
5.1.1. Resultados experimentais com a câmara de ionização ...................................................................86
5.1.2. Filmes radiocrômicos .............................................................................................................. 101
5.1.3. CT-EXPO 1.7.1 ............................................................................................................................. 115
5.2. OTIMIZAÇÃO .................................................................................................................................. 122
5.2.1. ANÁLISE E JULGAMENTO DA QUALIDADE DIAGNÓSTICA DAS IMAGENS OBTIDAS NO PROCESSO DE OTIMIZAÇÃO .............. 127
5.2.2Distribuição Normal ...................................................................................................................... 127
5.2.2. Análise ROC ................................................................................................................................ 131
5.2.3. Resolução espacial - MTF ............................................................................................................ 141
5.2.4. Análise do ruído .......................................................................................................................... 145
6. CONCLUÖES ......................................................................................................................................... 150
7. REFERÊNCIAS......................................................................................................................................... 152
8. APÊNDICE ................................................................................................................... 164
ANEXO ........................................................................................................................................................ 164
A ............................................................................................................................................................... 164
FONTES DE INCERTEZA..................................................................................................................................... 164
ANEXO ..........................................................................................................................................................18
B .................................................................................................................................................................18
SEQUÊNCIA DE COMANDOS NO MATLAB®, PARA A OBTENÇÃO DA PSF E DA MTF: ...........................................................18
XI
XII
18
1. INTRODUÇÃO
O desenvolvimento da Tomografia Computadorizada (TC) como modo de aquisição
de imagens médicas e seu constante avanço tecnológico ao longo dos anos fez sua aplicação
crescer, sendo atualmente uma das mais importantes técnicas radiológicas de fácil acesso para
grande parte da população (BRENNER, DAVID e HALL, 2007). Dentro deste contingente
populacional, o público pediátrico tem aumentando ao longo dos anos; por exemplo, no ano
de 1980 foram realizadas três milhões de exames tomográficos nos Estados Unidos da
América, passando no ano de 1996 para 62 milhões, sendo que quatro milhões foram
realizadas em crianças (BRENNER, DAVID e HALL, 2007); estima-se que, de todos os
exames por TC realizados mundialmente, 10% são feitos em crianças (BAERT, KNAUTH e
SARTOR, 2007).
A consequência da disseminação desta técnica nas práticas médicas é vista no aumento
da dose coletiva devido à exposição de pacientes, pois as doses decorrentes da sua utilização
são muito superiores às decorrentes da exposição provinda de qualquer outra técnica de
radiologia convencional (NCRP, 1987).
O aumento significativo do número de exames médicos com TC, associado ao
aumento de dose, conduzirá presumivelmente ao acréscimo na probabilidade no
desenvolvimento de efeitos danosos, particularmente em crianças, segundo vários estudos
epidemiológicos (PIERCE et al., 2012) (PIERCE e PRESTON, 2000) (BRENNER, 2002)
(BRENNER, ELLISTON, HALL e BERDEN, 2002).
O cenário atual requer uma política de proteção radiológica visando o conhecimento e
o controle das doses de radiação envolvida em procedimentos tomográficos pediátricos. O
ensaio para a base dosimétrica visando à proteção radiológica dos pacientes ocorreu em 2001,
na Conferência de Málaga, dispondo sobre os procedimentos radioterápicos,
radiodiagnósticos e os aqueles que dizem respeito à medicina nuclear (IAEA, 2007). A forma
mais usada para a estimativa das doses em TC é através de medidas com uma câmara de
ionização livre no ar ou inserida em um objeto simulador da cabeça ou do tronco, estimando a
grandeza dosimétrica Índice de Dose em Tomografia Computadorizada (CTDI), adotada
como referência (MAIA, 2005). A Agência Internacional de Energia Atômica, IAEA, sugere
19
o uso do termo Índice de Kerma (C) em substituição ao CTDI, porém as duas têm o mesmo,
procedimento de obtenção e igual valor numérico (IAEA, 2007).
O propósito do conhecimento dos valores das grandezas dosimétricas é a possibilidade
da sua comparação com os Níveis de Referência em Diagnóstico (NRD). Os NRD são usados
como um nível de investigação (uma ferramenta para garantia da qualidade) para consulta,
não devem ser usados como valores exatos para serem adotadas ou usados como restrição de
dose. O objetivo do NRD é evitar a exposição do paciente a doses que não contribuam para a
proposta clínica de uma imagem diagnóstica, exames não justificados, e indicar a necessidade
do início no processo de otimização (ICRP, 2011A).
A Society for Pediatric Radiology, criada em 1981 nos Estados Unidos, para promover
a excelência em cuidados na saúde pediátrica (PEDRAD, 2005), criou a Alliance for
Radiation Safety in Pediatric Imaging e lançou em 2008, uma campanha intitulada Image
Gently (IMAGE GENTLY, 2008). O objetivo da campanha é mudar as atitudes nas práticas
radiodiagnosticas médicas e nos exames de ultra-som, aumentando a consciência do corpo
clínico, dos pais e da população, visando promover a proteção radiológica do público
pediátrico na obtenção de imagens radiológicas. Atualmente a campanha, já alcançou 18.100
profissionais na área médica, ocasionando declarações de médicos preocupados com os níveis
de radiação nos exames de TC pediátricas (PEDRAD, 2005).
O estado da Califórnia nos EUA sancionou uma lei que obriga os prontuários médicos a
constarem os valores das grandezas dosimétricas envolvidas nos procedimentos tomográficos
(UCDAVIS, 2012). No Brasil não há ainda, uma atitude semelhante por parte das autoridades
competentes, adicionalmente, estudos sobre os valores das grandezas dosimétricas em
procedimentos tomográficos pediátricos são praticamente inexistentes, (VILARINHO).
Em radiologia, não basta somente um controle sobre a quantidade de radiação
fornecida ao paciente em um procedimento tomográfico, pois a qualidade diagnóstica da
imagem tem papel fundamental. Imagens de má qualidade podem não detectar a lesão,
acarretando em danos praticamente irreversíveis ao paciente (SOCIEDADE BRASILEIRA
DE ENDOCRINOLOGIA E COLÉGIO BRASILEIRO DE RADIOLOGIA, 2006), e na
possibilidade da repetição do exame aumentando à exposição do paciente a radiação.
20
Atualmente a legislação brasileira não dispõe de dados sobre a qualidade diagnóstica
da imagem em exames de TC, e tampouco pouco sobre a relação com as grandezas
dosimétricas quando aplicado o processo de otimização nos procedimentos para a obtenção de
imagens diagnósticas com tomografia computadorizada.
2. OBJETIVOS
O objetivo deste trabalho é quantificar as grandezas dosimétricas específicas de
tomografia computadorizada para pacientes pediátricos submetidos a exames do tórax e do
abdômen em algumas instituições da cidade de Belo Horizonte, verificando sua conformidade
com os níveis de referência para radiodiagnóstico.
Este trabalho visa também ensaiar a aplicação do processo de otimização em um
hospital estudando a relação entre as grandezas dosimétricas e a qualidade diagnóstica da
imagem.
21
3. REVISÃO DA LITERATURA
3.1. O nascimento da tomografia computadorizada
Na concepção da ideia da tomografia computadorizada outros personagens tiveram
contribuições científicas decisivas para que este feito acontecesse, dentre eles Bocage,
Cormack, Tyutin, Tele’baun, Oldentorf e Takahashi (FRIEDLAND e THURBER, 1996).
Bocage, em 1921, desenvolveu um método de aquisição de uma radiografia capaz de
demonstrar a anatomia de uma fina seção do corpo, através do movimento de um tubo de
raios–X do lado oposto a um filme, conhecida como tomografia linear (FRIEDLAND e
THURBER, 1996).
Quarenta anos após, por volta de 1960, para obter imagens da anatomia no plano
transversal, surgiram tentativas em desenvolver a Tomografia Computadorizada (TC). A
técnica usava um feixe fino de raios–X, onde as diferentes atenuações sofridas pelo feixe
eram medidos e apresentados em corte axial, havendo a necessidade do uso de cálculos
matemáticos para reconstruir a imagem (FRIEDLAND e THURBER, 1996).
O problema da reconstrução foi descrito por Gordon e Herman, (1974) como: “
Realizando uma amostragem de todas as possíveis projeções de um objeto, estima-se a
distribuição de densidade do mesmo”. Algoritmos adequados para a reconstrução de imagens
em TC foram desenvolvidos por cientistas e matemáticos, até mesmo antes da descoberta dos
raios–X, alguns destes algoritmos empregavam a transformada de Fourier.
Fourier foi um físico e matemático francês, no ano de 1911, realizou cálculos que
descreveram um mapeamento de uma função espacial (ou temporal) em uma função de
frequência. O teorema de Fourier estabeleceu que qualquer função podia ser decomposta em
senos e cossenos através de um procedimento matemático (FRIEDLAND e THURBER,
1996).
As imagens tomográficas atualmente para serem reconstruídas, em projeções com feixe
paralelo ou em forma de leque, usam uma técnica conhecida como retroprojeção filtrada
22
(convolução), sendo importante o uso da transformada de Fourier junto com o processo de
filtração para torná-lo mais eficiente (FRIEDLAND e THURBER, 1996).
Em 1939, o tecnólogo britânico Watson teve a ideia de usar a tomografia axial (WEBB,
1992); em 1947, na Itália, foram documentadas e publicadas as ilustrações do uso clínico da
tomografia transversal axial realizada por Velebona (VELEBONA, 1950). A descrição do uso
de um tomógrafo computadorizado deu-se em 1958 por Korembluym, Tele’baum e Tyutin,
pesquisadores do Instituto Politécnico de Kiev, na Ucrânia, que descreveram algoritmo e um
sistema analógico computacional de televisão para a obtenção de imagens radiográficas de
finas seções tomográficas (FRIEDLAND e THURBER, 1996).
No Centro de Administração Médica dos Veteranos de Wadsworth, em Los Angeles,
um neurologista chamado Oldendorf descreveu um método bruto de reconstrução de imagens
conhecido como retroprojeção; mas, em 1940, Gabriel Frank patenteou a invenção da
retroprojeção ótica. No ano de 1957, foi publicado o invento de um equipamento que podia
obter cortes axiais usando métodos manuais e óticos realizados por Takahashi no Japão, as
contribuições de Takahashi, juntamente com Oldendorf e Frank, foram de extrema
significância para o desenvolvimento da tomografia computadorizada, pois até o início dos
anos 80 usava-se o método da retroprojeção filtrada computacionalmente, desde então usou-se
a transformada de Fourier rápida (FRIEDLAND e THURBER, 1996).
O físico sul africano Cormack, na Universidade de Cape Town, desenvolveu um
algoritmo preciso para a reconstrução de projeções radiográficas, baseado no “método de
descascar cebola”, testado inicialmente em simuladores simples e depois na tomografia
computadorizada (FRIEDLAND e THURBER, 1996).
Entre os anos de 1964 e 1970, dois chefes de engenharia chamados Kuhl e Roy
Edwards, do Hospital de Engenharia da Universidade da Pensilvânia, construíram dois
tomógrafos computadorizados, usando como fonte emissora radioativa o amerício - 241: o
Marck II e Marck III. A principal característica do Markc II era um par de detectores de
cintilação opostos ao corpo do paciente, realizando um movimento de translação ao redor do
paciente, com as imagens reconstruídas por retroprojeção simples e linear (FRIEDLAND e
THURBER, 1996). Já Markc III era mais compacto, com movimento transversal, computador
23
e visor acoplado (FRIEDLAND e THURBER, 1996) e a reconstrução das imagens era feita
utilizando técnicas iterativas que atualmente são usadas pelos fabricantes de tomógrafos.
Em outubro de 1971, a Electrical and Musical Industries (EMI) instalou no Hospital
Atkinson Morley o primeiro tomógrafo clinicamente útil desenvolvido por Hounsfield, que
juntamente com Ambrose, um neurologista residente, realizaram mais de 70 tomografias;
onde cada corte demorava aproximadamente quatro minutos, sendo armazenado o exame em
fita magnética e um tempo de mais de dois dias para pós-processamento (FRIEDLAND e
THURBER, 1996).
Hounsfield foi considerado um gênio, e o seu invento, a tomografia computadorizada,
repercutiu no mundo científico da época; Hounsfield apareceu nas redes de televisão dos
Estados Unidos e foi levado a publicar seus estudos. Ambrose ganhou destaque na revista do
Instituto Britânico de Radiologia em Londres; junto com Hounsfield relatou suas descobertas
no jornal do Instituo Britânico de Radiologia (FRIEDLAND e THURBER, 1996CT).
Em 1996 o Colégio Americano de Radiologia entregou a medalha de ouro a Hounsfield
pelo resultado do seu trabalho; ele recebeu o prêmio Nobel de Medicina e Fisiologia em 1979,
junto com Cormack que foi responsável pelo desenvolvido do algoritmo para reconstrução de
imagens, pelo invento do primeiro tomógrafo clinicamente útil (FRIEDLAND e THURBER,
1996).
3.2. A chegada da tomografia no Brasil e a arquitetura atual dos tomógrafos
O Dr. Neil Garcia de Barros pode ser considerado o pai da tomografia computadorizada
no Brasil. No ano final do ano de 1977, ele começou as atividades no hospital Beneficência
Portuguesa, em São Paulo com primeiro tomógrafo no Brasil, era um aparelho primitivo, mas
de excelente qualidade; cada corte demorava cerca de sete minutos; como não havia filmes de
raios–X para o equipamento, usava-se filme polaroyd . No estado do Rio de Janeiro, em 28 de
julho de 1977 , na Santa Casa de Misericórdia, o segundo tomógrafo no país começava a obter
suas primeiras imagens tomográficas ( CARVALHO, 2007).
24
A ideia ou princípio do funcionamento de um tomógrafo clinicamente útil mantém-se
até os dias de hoje; trata-se de um tubo de raios – X conectado mecanicamente e
eletronicamente a um sistema de detectores, que gira 360º em torno do paciente. A evolução
dos tomógrafos foi apresentada ao longo dos anos por suas gerações: tomógrafos de primeira
segunda, terceira e quarta gerações, cada uma possuindo características próprias (MOURÃO,
2007).
Atualmente, a grande maioria dos aparelhos de tomografia computadorizada em uso
possuem características da terceira geração; os outros modelos caíram em desuso por
propiciarem altas doses de radiação ao paciente e pouca eficácia na obtenção da imagem.
Independente de sua geração, qualquer tomógrafo apresenta sistema de varredura e
sistema de computação compostos por: gantry, mesa, tubo de raios-X, colimador, gerador de
tensão, detectores, sistema de aquisição, sistema de processamento de imagens, sistema de
reconstrução de imagens, etc.
Os tomógrafos de terceira geração possuem um leque de detectores situados à frente do
tubo do outro lado do gantry e igualmente espaçados. À medida que o tubo gira, os detectores
movimentam-se na mesma velocidade e no mesmo sentido rotacional, garantindo a detecção
dos raios–X oriundos do tubo.
O movimento do gantry em torno do paciente precisava ser cessado após cada giro de
360º, porque os detectores e o tubo de raios–X eram conectados por fios ao sistema de
computação. No início dos anos 90, foi incorporada aos tomógrafos a tecnologia slip ring, que
consiste no acoplamento de uma peça que permite que o gantry faça movimentos eliminando
a necessidade de sua parada.
Com o slip ring, surge o modo helicoidal para aquisição de imagens tomográficas
denominada tomografia computadorizada helicoidal. Na TC helicoidal, o paciente é movido
através do gantry continuamente, enquanto o exame também é realizado ininterruptamente, o
feixe de raios–X atravessa o paciente formando uma hélice; este modo de aquisição diminui o
tempo de duração do exame, aproximadamente 30 s para TC de abdômen e permitiu a
reconstrução de secções planas do corpo do paciente.
25
Para obter o máximo proveito dos raios–X produzidos, a configuração original usada
com uma única fileira de detectores foi substituída por múltiplas fileiras de detectores,
denominados tomógrafos multi-slice, sendo estes dois tipos de aparelhos para tomografia
computadorizada os dominantes no mercado.
3.3. A física e a matemática da tomografia
3.3.1. Princípios básicos
Em tomografia computadorizada, a energia média dos fótons de raios-X está na faixa
de 20 a 70 keV (FEWELL, SHUPINGM, HAWKINS, 1981). Na faixa de energia entre 50 e
70 keV quando ocorre a interação com os tecidos moles, o processo de interação com a
matéria predominante é o espalhamento Compton; já com energia média ou maio que 35 keV
o efeito predominante é o efeito fotoelétrico. O efeito fotoelétrico, como mostra a Eq. 1, é
fortemente dependente do número atômico z do material absorvedor e predominante a baixas
energias E , sendo este o principal fato contribuidor para o contraste existente nas imagens
médicas produzidas com métodos diagnósticos usando raios – X (LEO, 1994).
(1)
onde varia entre 4 e 5.
Quando ocorre a interação da radiação com uma determinada região do corpo humano,
parte desta energia é absorvida pelo meio e o restante seguirá seu curso normal. Em exames
de tomografia computadorizada, a intensidade do feixe incidente antes da interação (I0) e a
intensidade do feixe após a interação (I) é regida pela a lei do decaimento radiativo, conforme
mostra a Eq.2.
26
(2)
onde é o coeficiente de atenuação linear para a estrutura e é a distância percorrida
pelo fóton.
A denotação médica ao coeficiente de atenuação ou a escala para descrever os
coeficientes de atenuação inicialmente foi denominada como número EMI, fazendo alusão à
empresa financiadora do projeto de desenvolvimento do tomógrafo. Posteriormente, esta
escala foi expandida por um fator de dois, ficando conhecida como Hounsfield unit ou
unidade Hounsfield (HU), em homenagem a quem creditam o título de pai da tomografia
computadorizada.
Cada unidade de Hounsfield é equivalente a 0,1% da atenuação da água , e definida
pela Eq. 3 ( RADON, 1986).
(3)
Onde é o coeficiente de atenuação linear. A água na escala Hounsfield tem valor 0, o
ar -1000 e o osso dependendo do tipo e composição tem na escala Hounsfield o valor em
torno de +1000. Habitualmente, para se referir aos números Hounsfield, usa-se a expressão
número de CT ou unidade Hounsfield.
27
3.3.2. Princípios avançados
Um sistema de coordenadas é usado para descrever o ponto do corte tomográfico
como mostra a Fig. 1. A contribuição de cada ponto no plano é detectada e gera o sinal, que
será apresentado por uma função de densidade que, na tomografia computadorizada,
representa o coeficiente de atenuação linear .
Figura 1: Sistemas de coordenadas. Pontos dentro do objeto são descritos por coordenadas fixas (x,y). Os
raios – X (linha tracejada) são descritos pelo seu ângulo (ϕ) com o eixo y, e por r a distância até a origem. A
coordenada s denota a distância ao longo do raio. Adaptada de (CHIRO E RODNY, 1976).
O trajeto dos raios–X é descrito pelas coordenadas , as quais são giradas conforme
a mesma orientação dos raios. Cada ponto é especificado na coordenada por ( , onde é
o ângulo entre o raio e o eixo , a distância até a origem e a coordenada representa o
caminho ao longo do raio – X (CHIRO e RODNEY, 1976).
28
A integral das coordenadas ao longo da trajetória do raios–X é
denominada como raios-soma explicitada na Eq. 4 abaixo.
(4)
Para cada raios–X o raio-soma é proporcional ao logaritmo do sinal do detector. Esta
relação é válida porque um feixe monoernergético de fótons é transmitido com intensidade
dada pela Eq. 5:
(5)
Onde é a intensidade do feixe incidente, e usando a relação obtemos o raio-
soma, partindo da Eq. 6 ( como sendo:
(6)
O conjunto completo de raios-soma em determinado ângulo é chamado de projeção.
Para determinar a projeção do sistema é preciso saber a coordenada que passa sobre um
ponto e no ângulo , pode obter-se através da Eq. 7.
29
(7)
As coordenadas representam uma função tridimensional, com um número
infinito de projeções necessárias para ser reconstruída. Porém na prática, é calculada
para um finito número de pontos e projeções. Considerando um objeto confinado em um
domínio circular de diâmetro , e seus pontos reconstruídos e arranjados retangularmente em
um espeço em seguida teremos pontos no diâmetro principal, e cada célula
quadrada de largura representará o pixel (discutido mais a frente) da imagem.
Portanto, é possível obter a partir do conjunto das projeções , expressas pelas
coordenadas polares para cada linha mediante a Eq. 8 apresentada abaixo.
(8)
Porém, a demonstração que um objeto tridimensional (3-D) poderia ser reconstruído a
partir de múltiplas projeções bidimensional (2-D) obtidas por diversos ângulos, somente pode
ser aplicada a partir do avanço dos cálculos computacionais no final da década de 60
(RADON, 1985).
3.3.2.1. Retroprojeção
30
Para reconstruir a distribuição , e gerar uma imagem 2D, pode-se adotar o
seguinte pensamento: Para uma linha particular ( ), adotando o valor para todos os
pontos ao longo da linha e repetindo este procedimento para todos os ângulos de 0 a
, este procedimento é chamado de retroprojeção, sendo dada pela Eq. 9 (SUETENS, 2009).
(9)
Retroprojetar é o processo de distribuir os valores das projeções de volta a matriz que
representará a imagem reconstruída, o problema com este processo é a imagem produzida não
possui boa nitidez, em outras palavras o produto final da retroprojeção é uma imagem
borrada, como mostra a Fig. 2.
Figura 2: Três projeções (P1, P2, P3) usadas para formar a imagem, resultando em uma
representação borrada da imagem original (SMITH, 1999).
31
3.3.2.2. Retroprojeção Filtrada
A retroprojeção filtrada é o método adotado para solucionar a limitação do processo de
retroprojeção. A técnica consiste em eliminar o barramento da imagem gerada na
retroprojeção com o uso de filtros; os passos para a retroprojeção filtrada são os seguintes (
SEERAM,2009):
Todos os perfis de projeções são obtidos;
O logaritmo dos dados é obtido;
Os valores dos logaritmos são multiplicados por um filtro digital, ou filtro de
convolução, para gerar um conjunto de projeções filtradas;
As projeções filtradas são então retroprojetadas;
As projeções filtradas são somadas, e as componentes negativas e positivas se anulam
produzindo uma cópia fiel da imagem origina sem borramento ilustrada na Fig. 3.
Figura 3: Retroprojeção filtrada usada para formar a imagem, resultando em uma representação
matemática idêntica a imagem original (SMITH, 1999).
32
3.4. SDCT e MDCT
Para obter uma imagem tomográfica, o paciente é colocado numa mesa que se desloca
para o interior do gantry (geralmente com 70 cm de diâmetro), enquanto o tubo de raios-X
gira 360º em torno do paciente, fazendo que a radiação que atravessa o paciente atinja o lado
oposto, onde se encontram os detectores que captam e transmitem as informações ao
computador. O modo como a mesa se desloca para o interior do gantry pode ser feito de dois
modos, na forma step-and-shot mode (sequencial) ou de helicoidal (contínua).
No modo sequencia,l há períodos em que não há aquisição de dados; o tubo faz uma
rotação completa em torno do paciente, então é cessada a emissão de raios-X e a mesa move-
se juntamente com o paciente para dentro do gantry para uma outra posição e então outra
aquisição é efetuada. No modo helicoidal, o movimento é contínuo, ou seja, enquanto o
paciente e a mesa deslocam-se para dentro do gantry, a emissão de raios-X não é cancelada; a
aquisição de dados é feita de modo contínuo.
O prefixo Single e Multi foi adotada em tomografia para denotar a quantidade de fileiras
dos detectores de radiação que o aparelho possui. Aparelhos single-slice possuem somente
uma fileira de detectores e permitem fazer um único corte por aquisição, enquanto os
aparelhos multislice possuem duas fileiras ou mais de detectores permitindo fazer mais de um
corte por aquisição. Na literatura especializada, pode-se encontrar o termo SCDCT (Single-
detector-row CT) para aparelhos single-slice e o termo MDCT ( Multi-detector-row CT) para
designar aparelhos multi-slice (AAPM, 96); a Fig. 4 ilustra uma aquisição SDCT e uma
MDCT.
33
Figura 4: Aquisição com um aparelho SDCT e com um aparelho MDCT. Com o aparelho MDCT é
possível cobrir uma parte maior do paciente em um único corte (HIGASHIOMIYA, 2013).
A tecnologia MCDT permitiu diminuir o tempo de aquisição para um corte tomográfico
para até 0,33 segundos; houve também evoluções no sistema de aquisições de dados entre
outros sistemas (AAPM, 96). Os modelos de tomógrafos atualmente em disponibilidade no
mercado podem apresentar N números de detectores, podendo chegar a 256, dependendo do
modelo e do fabricante; a forma como os detectores estão disponibilizados ao longo do eixo
longitudinal também depende do modelo e do fabricante e pode ser de três formas (LIMA,
2005):
MDCT fixa: com esta configuração os detectores apresentam todos a mesma
dimensão;
MDCT adaptativa: nesta configuração os detectores possuem dimensões
variadas, os detectores com dimensão maior ficam nas extremidades e no centro
os de menor espessura;
MDCT híbrida: nesta configuração os detectores apresentas dimensões iguais ao
longo do eixo, com exceção de um detector central de menor dimensão.
Os parâmetros técnicos para a obtenção de um exame tomográfico para SDCT ou
MDCT são:
34
Fatores de exposição: Os fatores de exposição têm influência direta para a obtenção da
imagem tomográfica são eles: a tensão aplicada ao tubo de raios-X (kV), a corrente (mA) e o
tempo de exposição (s). Alguns modelos de tomógrafos permitem selecionar tensões de 80
kV, 100 kV, 120 kV e 140 kV, porém a mais usual é a de 120 kV. A escolha da tensão, da
corrente e do tempo de exposição tem influência direta na dose de radiação recebida pelo
paciente e na qualidade da imagem; tempo de exposição curtos diminuem o aparecimento de
artefatos na imagem além de diminuírem a quantidade de radiação entregue ao paciente.
Incremento da Mesa: O incremento da mesa é distância que delimita os cortes
tomográficos. Geralmente a espessura nominal varia de 0 a 10 mm, a correta seleção da
espessura do corte tem fator primordial, na rotina clínica; uma escolha inadequada pode
acobertar a visualização de lesões suspeitas, caso o incremento seja maior que o tamanho a
lesão. O incremento também influência diretamente na dose, uma vez que pequenos
incrementos resultam em maior quantidade de radiação local para o paciente
(MARCONATO, 2005).
Espessura do Corte: A espessura do corte e a dimensão do feixe de radiação de uma
única aquisição tomográfica, geralmente podem variar de 1 a 10 mm dependendo da estrutura
em estudo.
PITCH ou Fator de Passo: O PITCH, foi brevemente explicado como sendo a razão
entre o deslocamento da mesa durante uma rotação completa pela espessura nominal do corte.
É comumente referir-se ao PITCH em função do numeral 1 em três casos : menor que 1,
maior que 1 ou igual a 1. No primeiro, caso significa que os cortes estão sobrepostos, no
segundo caso, há um intervalo entre os cortes e no terceiro caso não há espaço entre os cortes.
Quanto maior o PITCH menor a quantidade de radiação entregue ao paciente, porém há perda
na qualidade da imagem ( CORMACK, 1980).
Inclinação do Gantry. A inclinação do gantry é o ângulo entre o plano vertical e o plano
do tubo de raios-X, normalmente pode variar entre -25° a + 25°, podendo reduzir artefatos e a
quantidade de radiação entregue ao paciente.
Volume de Investigação: Volume de investigação e definido como área onde começa e
termina a aquisição tomográfica.
35
Filtros: Os filtros são operadores matemáticos, selecionáveis no momento da aquisição
com a finalidade em melhorar a qualidade da imagem e reduzir a quantidade de radiação
necessária para a obtenção da imagem, e consequentemente a diminuição da exposição do
paciente.
A realização de um exame tomográfico é caracterizada pela escolha e junção de
parâmetros técnicos, que possibilitam a geração de uma projeção fiel da estrutura, ou imagem
radiodiagnostica. A junção destes parâmetros é chamado de protocolo para aquisição de
exames tomográficos, entre os principais parâmetros são: kV, mA, s, incremento, espessura
do corte, PITCH, filtros, dentre outros.
Na rotina clinica em TC, existem inúmeros tipos de exames, desde os mais simples
chamados TC de rotina até os mais complexos. Os exames de TC sugerem grupos de exames
com pequeno grau de complexidade, não necessitando de complementos além dos parâmetros
apresentados no protocolo para o exame; com um grau de complexidade um pouco maior,
temos os grupos dos exames contrastados, que necessitam que seja administrado no paciente
um líquido, via oral ou subcutânea, para melhorar o contraste do órgão em estudo; as TC do
grupo das cardíacas denotam exames com elevado grau de tecnologia envolvida, sendo
possíveis somente com tomógrafos de última geração (LAUREANO et al, 2002). Os grupos
de exames podem variar entre instituições; uma instituição que possua um tomógrafo sem
grandes recursos tecnológicos pode realizar exames de rotina e contrastados, já as outras
categorias de exames ficam condicionadas ao grau de tecnologia disponível para a realização
do exame. Exames mais complexos, em sua grande maioria, expõem o paciente a maior dose
de radiação, uma vez que necessitam de maior tempo para a aquisição de dados.
Quando o ato em capturar uma imagem anatômica para elaborar um diagnóstico médico
sobre a imagem é realizado, deve-se considerar que existem diferentes processos físicos. Uma
falha em algum processo físico pode acarretar em detrimento na qualidade da imagem e,
consequentemente, o aumento de dose para o paciente. O profissional envolvido neste
processo deve assegurar que a imagem tenha qualidade suficiente para obter toda a
informação diagnóstica desejada (EUR , 1999).
3.5. Apresentação de uma imagem tomográfica
36
O termo imagem monocromática, ou na forma mais simples apenas imagem, refere-se à
função bidimensional de intensidade de luz f (x, y),onde x e y é proporcional ao brilho (ou
níveis de cinza) da imagem no ponto dado pelas coordenadas espaciais (x, y) (GONZALES e
WOODS, 2007). Uma imagem digital pode ser considerada como sendo uma matriz de
dimensões variadas composta por pixels. Pixel é a abreviação de picture element, que
representa o menor elemento constituinte em uma imagem digital e contém um valor
numérico que é a unidade básica de informação sobre a imagem ( BRECKON e SOLOMON,
2011).
Os modelos de cores são adotados para facilitar a especificação de cores em alguma
forma padrão e de aceite geral (GONZALES e WOODS, 2007). Os modelos de cores mais
frequentemente usados para o processamento de imagens digitais são o RGB (red, green e
blue), o YIQ onde Y corresponde a luminância e I e Q componentes monocromáticos
chamados “em fase” e quadratura respectivamente e o modelo HSI (matriz, saturação e
intensidade).
Uma imagem diagnóstica obtida com um aparelho de tomografia é composta por pixels
com um valor de intensidade associado. Em tomografia, os números de CT ou HU ( Unidade
Hounsfield) é uma escala númerica utilizada para diferenciar os coefecientes de atenuação
pertencente ao corte tomográfico . Esta escala tem a água como referência com valor igual a
0 HU. Os valores de HU são utilizados para gerar a distribuição dos tons de cinza em uma
imagem tomográfica; cada tecido constituinte do corpo huamno terá uma faixa
correspondente de HU; por exemplo para o fígado na faixa de 50 a 75 HU, já para a gosdura
de -110 a 65 HU ( MOURÃO, OLIVEIRA, 2009). A Fig. 5 traz a escala de Hounsfield para
o corpo humano.
37
Figura 5: Escala de Hounsfield (MAIERHOFER, MAZZETTI, 2001)
Para associar os valores dos pixels as HU usa-se as Tabelas de Tradução (LUT do inglês
– Lookup Tables). As tabelas LUT são tipicamente utilizadas para mapear os valores de pixel
para o dispositivo de exibição (BAXES,1994); no caso em questão as tabelas LUT serão os
números de HU que terão um valor de pixel associado para formar a imagem, como ilustra a
Fig. 6.
38
Figura 6: Tabela de tradução LUT.
Porém, o processo da aplicação da LUT não pode ser feito manualmente. A imagem
tomográfica depende basicamente de três etapas: interação dos fótons com os detectores
gerando um sinal elétrico, manipulações matemáticas, arranjo dos voxels em forma de matriz
e a tradução dos valores dos voxels em HU.
Uma das indicações clínicas de um exame de TC pediátrico é investigar anomalias
dentro da caixa torácica, sendo assim outra dimensão espacial é requerida. A outra dimensão
faltante que dará a ideia de profundidade da imagem corresponde ao Voxel (Volume Element),
que é o menor ponto tridimensional constituinte em uma imagem digital.
O papel do detectores nos seres humanos é realizada pelo olho humano, mas
especificamente na retina. Nela existem duas classes de receptores discretos: cones e
bastonetes. Os cones são aproximadamente 6,5 milhões, são extremamente sensíveis às cores,
com a função de capturar as componentes RGB. Os bastonetes são em maior número
aproximadamente 120 milhões, são sensíveis a baixos níveis de luminosidade, com a função
de captar os detalhes de tons de cinza da imagem; em condições de baixa luminosidade, os
bastonetes são estimulados e os cones retraídos ( OKUMO, CALDAS e CHOW, 1982). Este é
o motivo pelo qual as salas de interpretação de imagens radiodiagnósticos devem ter pouca ou
quase nenhuma luminosidade artificial ou natural.
39
3.6.Qualidade da imagem
3.6.1. Função de espalhamento (‘Spread Functions”)
O domínio espacial refere às duas dimensões espaciais da imagem, comprimento ( x-
dimensão) e altura ( y-dimensão). Um caminho conceitual para interpretar e obter a resolução
espacial no dominio espacial de um detector, é obter uma imagem com um ponto e observar
como ele responde (BUSHBERG, SEIBERT, LEIDHOLDT e BONNE, 2002). A imagem
produzida será fruto de um único ponto estimulado no detector; a resposta é chamada de
Função de Espalhamento no Ponto (Point Spread Function) (PSF).
Em algumas situações não é possível obter uma PSF devido a limitações técnicas,
nestas circunstâncias outras duas funções de espalhamento podem ser obtidas. A Fig. 7 ilustra
as três funções de espalhamento possíveis. A Line Spread Function (LSF), descreve a
resposta do sistema para um estimulo linear, a Edge Spread Function (ESF) é substituta da
LSF em casos quando vários fatores alteram a produção da imagem, por exemplo as
propriedades no domínio espacial resultante de radiação espalhada, em procedimentos de
Radiologia Intervencionista (BUSHBERG, SEIBERT, LEIDHOLDT e BONNE, 2002).
40
Figura 7: Funções de espalhamento: PSF, LSF e ESF (BUSHBERG, SEIBERT, LEIDHOLDT e
BONNE, 2002).
3.6.2. Resolução espacial e MTF
A resolução espacial reflete a capacidade em identificar os detalhes contidos em um
objeto e conseguir transportar e reproduzir fielmente cada ponto contido para uma imagem.
Credita-se à resolução espacial o espaçamento mínimo entre objetos pequenos que podem ser
distinguidos sem deformação ou superposição de estruturas; em outras palavras, a habilidade
do sistema em interpretar estruturas adjacentes como independentes, como ilustra a Fig.8.
Figura 8: Exemplo do espaçamento mínimo chamado de resolução espacial (WOLBARST 1993).
Existem inúmeras formas de avaliar a resolução espacial do sistema; o mais usual é a análise
visual, utilizando-se objetos simuladores constituintes de pares de linhas (Fi. 9). Porém a
avaliação visual fica subjetiva aos olhos do observador e de quantos pares de linha ele
consegue visualizar.
41
Figura 9: Conjunto de pares de linhas com diferentes espessuras para a avaliação da resolução espacial
(CURRY, DOWDEY e MURRY, 1990).
No plano espacial, a resolução é especificada em termos da Função de Transferência de
Modulação (MTF) mensurada nas duas direções ortogonais nos planos . A MTF é uma
medida objetiva do contraste com a qual as frequências individuais do objeto são
reproduzidas fielmente na imagem, um gráfico da MTF é feito em função da resolução
espacial em pares de linhas por cm ( pl/mm) como ilustra a Fig.10.
Figura 10: Curva característica da MTF. Adaptada de SEERAM, 2009.
A MTF é usada para comparar diferentes aparelhos tomográficos, a Fig.11 ilustra a
MTF de dois tomógrafos, o aparelho A tem uma imagem com 5.2 pl/cm para uma MTF a
10% e o B tem uma imagem com 3,5 pl/mm na MTF a 10%, consequentemente, o aparelho A
tem melhor resolução espacial em relação ao B. Três pontos da curva da MTF são de grande
interesse: 50%, 10% e 0%. A MTF a 50% refere-se à frequência com que a magnitude da
MTF cai a 50% do valor de pico, similarmente , a MTF a 10% e 0% (SERRAM, 2009).
42
Figura 11: Gráfico comparativo da MTF para três aparelhos tomográficos. Adaptada de SMITH, 1999.
A MTF do sistema pode ser obtida através das funções de espalhamento (spread
function), PSF, LSF e ESF. A escolha da função depende do objeto de teste para a MTF
presente no objeto simulador em uso, se o objeto simulador possuir um ponto metálico a
função usada será a PSF ou se forem pares de linhas a função será a LSF ou a ESF.
A finalidade das funções de espalhamento é remover o ruído provocado pelo
espalhamento decorrente do objeto. A MTF é obtida através da aplicação da 2D de Fourier
sobre as funções, como ilustra as Eq. 10, 11 e 12 abaixo (SUETENS, 2009).
(11)
(10)
43
A distância ocupada por dois objetos no espaço é caracterizada pela sua frequência
espacial e, tal qual como um sinal elétrico varia em função do tempo, sendo sua frequência
dada em ciclos por segundo (Hz). A Fig. 12 ilustra uma função no domínio da frequência
espacial de uma onda sinusoidal de período e frequência .
Figura 12: Função sinusoidal ilustrada para representar o conceito de frequência espacial. Adaptada de
JIANG, 2009.
A relação que representa a distância ocupada ( ) por um objeto no meio ciclo de onda é
representada na Eq. 13 abaixo.
(13)
(12)
44
Cada ciclo da onda, Fig.12, representa um par de linhas e sendo a análise feita no
domínio espacial, à unidade adotada é par de linhas por milímetro (pl/mm). Um objeto de
espessura igual a 0,25mm corresponde a uma resolução espacial de 2 pl/mm (BUSHONG,
1997).
3.6.3. Ruído
O ruído têm natureza quântica e randômica, ele que oferece aspecto granulado à
imagem decorrente de uma exposição homogênea do corpo a um número variado de pixels.
O principal agente causador do ruído na imagem é o número de fótons de raios-X que atingem
o detector, portanto a má qualidade dos detectores também beneficia o ruído.
A flutuação no número de fótons pode ser mensurada pelo desvio padrão (σ) de uma
amostra contendo um número significativo de fótons, sendo assim o ruído expresso pelo
desvio padrão, Eq. 14 (BUSHBERG, SEIBERT, LEIDHOLDT e BONNE, 2002).
(14)
onde é a média aritimética das medidas; valor unitário da medida; tamanho da
amostra.
3.7. Efeitos danosos a saúde
45
Os efeitos da radiação ionizante provinda de exames tomográficos não são os mesmos
em adultos e crianças. As crianças são mais suscetíveis aos efeitos danosos da radiação, seus
órgãos estão em desenvolvimento e células em processo de diferenciação (TAUHATA, 2003).
A preocupação com os efeitos da dose de radiação é evidenciada em trabalhos publicados na
literatura (BRENNER, 2007; RUSH, DONNELLY, ROSEN, 2003; RON, 2001). Um estudo
recente (PEARCE et al., 2012) indica que exames de TC na infância aumentam a
probabilidade de desenvolvimento de tumores cerebrais e leucemias, e segundo BRENNER et
al.(2001), a probabilidade de uma criança de até um ano de vida vir a óbito através da
radiação de uma TC é de 0,18% para uma exame tomográfico de abdômen é 0,07% em um
exame de crânio.
Dados da década de 90 mostraram que além de efeitos já conhecidos, como a indução
do câncer e retardo no desenvolvimento mental, a radiação ionizante pode provocar outros
distúrbios. As doses de radiação estão associadas a distúrbios no coração e aparelho digestivo,
infartos e complicações respiratórias (ICRP , 2007), desenvolvimento de leucemia e distúrbios
de humor ( ICRP, 2011).
Não somente distúrbios fisiológicos acometem o ser humano, há também questões
sociais e econômicas. Hospitais contam com apoio psicológico a pacientes, crianças e adultos,
que passaram por vários níveis de stress e angústia emocional. O medo da morte, as mudanças
físicas e psíquicas, as mudanças no modo de vida tanto social como financeira passam a ser
pensamentos constantes, e provável estopim para um diagnóstico de depressão (BALLONE,
2002). Este cenário desenvolveu o aparecimento da psicooncologia, um ramo da psicologia
que analisa o comportamento de pais e familiares em ambientes de cuidados médico-
hospitalares para crianças e adolescentes em tratamento de doenças crônicas (KOHLSDORF
et al, 2008). Não existe fronteira segura, mesmo com baixas doses de radiação existe um
pequeno, mas significativo incremento na probabilidade do desenvolvimento de câncer,
(NCI, 2011).
É significativo o aumento do número de exames tomográficos ao longo dos tempos, em
1980, três milhões de TC foram realizados, em 1995, 21 milhões e em 2006 este número
subiu para 67 milhões; Considerando que 10% das TC foram realizadas em crianças, no ano
de 2006 totalizam-se 6,7 milhões de TC pediátricas, contra 300 mil em 1980 (FRED A,
46
2008). Dados como estes e os riscos à saúde geraram preocupação no cenário mundial e o
surgimento de campanhas de conscientização (IAEA, 2011a) quanto ao uso da TC em
crianças. Em 2008 a Sociedade Americana de Pediatria, a Sociedade de Radiológica
Pediátrica e outras 24 instituições fundaram a Aliança Para Segurança Radiológica em
Imagem Pediátrica. Esta campanha inicialmente surgiu com foco em tomografia pediátrica,
intitulada “Image Gently”, apoiando ideias voltadas a proteção radiológica, ressaltando que
seja mínima possível a exposição do paciente a radiação para a obtenção do exame e imagem
de boa qualidade (PEDRAD, 2005). Atualmente, também dispõem sobre outras áreas como a
radiografia, fluoroscopia e a medicina nuclear.
3.7.1. Indicações clínicas para um exame de TC pediátrica
Ao expor o paciente pediátrico a radiação para a obtenção de uma imagem tomográfica
do tórax ou do abdômen, o objetivo é mostrar anatomias patológicas normais e anormais e a
fisiologia interna da caixa torácica, do abdômen e da pélvis.
As indicações para a solicitação de uma TC do tórax são, porém não se limitam a
(COMISSÃO EUROPEIA, 2001)BONGARTZ et al., 2004) (SIEGEL, 2001):
Avaliação de anormalidades descobertas em radiologias de tórax;
Avaliação de patologias torácica clinicamente suspeita;
Avaliação de manifestações torácicas envolvendo doenças metastáticas;
Avaliação de manifestações ou suspeitas de anormalidades torácicas vasculares
(congênitas ou adquiridas);
Avaliação ou suspeitas de anormalidades congênitas torácicas;
Avaliação e acompanhamento do parênquima pulmonar e doenças das vias
respiratórias;
Avaliação do pós-operatório e de complicações cirúrgicas;
Avaliação da parede torácica;
Avaliação de danos pleurais;
47
Desempenhos de procedimentos intervencionistas guiados por TC e
planejamento de tratamentos radioterápicos.
O volume de investigação no exame de tórax é a região entre o ápice do pulmão até a
base pulmonar; o exame deve permitir visualizar as seguintes estruturas devem-se visualizar
na TC de tórax as seguintes estruturas:
Toda parede torácica;
Toda aorta torácica e veia cava;
Todo coração;
Todo parênquima pulmonar;
Os vasos após administração de meio de contraste intravenoso.
As indicações para a solicitação de uma TC do abdômen são, porém não se limitam a
(COMISSÃO EUROPEIA, 2001) (BONGARTZ et al., 2004) (SIEGEL, 2001):
Avaliação da flora abdominal ou dor pélvica, avaliação ou suspeita de cálculos
no sistema urinário e apendicite;
Avaliação de massas renais e adrenal e anormalidade do trato urinário com CT
urografia;
Avaliação de neoplasias primárias ou metastáticas, incluindo a caracterização da
lesão, por exemplo, lesão hepática focal;
Avaliação da doença hepática difusa, por exemplo, a esteatose, doença de
disposição de ferro, suspeita de cirrose e anormalidade no sistema biliar,
incluindo CT coloangiografia;
Avaliação da recorrência de tumores após ressecção cirúrgica;
Detecção de complicações após cirurgias abdominal ou pélvica, por exemplo,
abscesso, linfocele, mudança de radiação e fístula e seio na formação do trato;
Avaliação de trauma abdominal ou pélvico;
Esclarecimento de outros resultados obtidos com exames de imagens médicas ou
alterações laboratoriais;
Avaliação do intestino delgado ou obstrução do intestino grosso;
Planejamento de tratamentos radioterápicos e quimioterápico ,e avaliação de
tumores em resposta ao tratamento, incluindo estudos de perfusão;
48
O volume de investigação no exame do abdômen é desde a cúpula do fígado até
a sínfise púbica, o exame deve permitir visualizar as seguintes estruturas:
Diafragma;
Todo fígado e baço;
Órgãos do parênquima peritoneal (pâncreas e rins);
Aorta abdominal e a parte proximal da artéria ilíaco comum;
Parede abdominal incluindo toda a hérnia;
Vasos após administração de meio de contraste intravenoso.
A ampla finalidade diagnóstica da TC é um dos motivos do aumento no número de
exames de TC realizados.
3.8. Níveis de Referência em Diagnóstico (NRD)
Níveis de referência para radiodiagnóstico ou Dose Reference Levels (DRL) foram
mencionados pela primeira vez pela Comissão Internacional de Proteção Radiológica (ICRP)
na publicação 73 (OECD NEA, 2011). Níveis de referência de diagnóstico são suplementos
para julgamento profissional e não fornecem uma linha divisória entre a medicina boa ou
ruim, seu uso é inadequado para fins regulatórios ou comerciais (MEDICAL COUNCIL,
2004). Os níveis de referência de referência para radiodiagnóstico não concretizam uma dose
ideal ou sugerida para um determinado procedimento ou um limite máximo absoluto de dose.
Sua significância representa o nível de dose em que uma investigação da adequação de dose
deve ser iniciada
Assim, os níveis de referência devem ser interpretados como um ponto de
desencadeamento para iniciar a melhoria da qualidade, caso haja suspeita que o nível de
qualidade da imagem possa ser obtido com doses menores. O emprego dos níveis de
referência em radiodiagnóstico é uma ferramenta para identificar procedimentos onde se julga
estar sendo fornecida uma dose desnecessário, ou seja, identificar situações em que se possa
reduzir a dose sem afetar a qualidade da (ICRP, 2011A).
49
Além de campanhas sociais visando à proteção radiológica do paciente, a realização de
um levantamento dos valores de dose em TC pediátrica, para uma determinada região, é
comum em países como: Estados Unidos (LAM et al. 2011), Bélgica (PAGES et al. 2003),
Alemanha (GALANSKI et al, 2005), Reino Unido (CHAPPLE et al. 2002) e Austrália
(McLEAN et al, 2003).
Para exames de tomografia computadorizada pediátrica, a publicação 87 da ICRP
(2001) e a publicação 96 da AAPM (2008) fornecem os valores do NRD para diferentes
faixas etárias e sítios de estudo.
3.8.1. Otimização
Em exames tomográficos, otimizar um procedimento é manter o equilíbrio entre
qualidade da imagem e dose. Este processo é conhecido na prática radiodiagnóstica médica
como o princípio ALARA (As Low As Reasonably Achievable), que estabelece que os níveis
de exposição à radiação devem os menores possíveis, porém mantendo a qualidade da
imagem com níveis aceitáveis para um diagnóstico confiável (BRASIL, 1998).
O fato de expor crianças à radiação ionizante, o detrimento causado por exames de TC
pediátricos deve ser minimizado, considerando sempre que o benefício para o paciente deve
ser maior que a probabilidade de risco.
Os médicos e os radiologistas devem buscar sempre o melhor tratamento e o
diagnóstico correto para o paciente. Imagens com valores de doses que ultrapassam os níveis
de referências recomendados para a prática radiodiagnostica médica apresentam qualidade
melhor que as obtidas com baixos valores de dose, ocasionando a preferência por imagens
com altas doses; este mecanismo favoreceu a obtenção de TC pediátricas com altas doses por
muitos anos (BAERT, 2007).
Protocolos específicos considerando o biótipo do paciente devem fazer parte da rotina
clínica com parâmetros técnicos de exposição ajustados ao paciente; uma criança com cinco
anos de idade não necessita a mesma corrente (mA) e tensão (kV) aplicada ao tubo que um
50
adulto para obter a imagem (BAERT, 2007). Segundo Lima e Monteiro (2011); duas
constatações sobre a realidade dos serviços que realizam estudos tomográficos pediátricos:
1) Os serviços realizam tomografias computadorizadas pediátricas não possuindo
nenhum protocolo específico à idade do paciente;
2) Não há a prática nos setores de radiodiagnóstico na realização de estudos de
otimização nos procedimentos tomográficos pediátricos.
A suspeita de que os médicos que prescrevem os exames com raios–X, juntamente com
os responsáveis pelo encaminhamento do paciente no pronto-socorro (socorristas), estão mal
informados quanto aos riscos, foi relatada por Johnson (2011); segundo ele, dos socorristas de
um serviço público do estado do Rio de Janeiro, apenas 9% são conscientes dos riscos de
câncer e 47% dos médicos acham extremamente alarmante e desconhecem as doses
envolvidas nos procedimentos tomográfico, suspeitas estas que refletem como prováveis
casuísticas das ações 1 e 2 numeradas no parágrafo anterior.
3.9.Grandezas de proteção radiológica:
Historicamente, as grandezas usadas para quantificar a radiação ionizante têm sido
baseadas no fenômeno físico da ionização ou da quantidade de energia depositada numa
massa de um material. Suas finalidades no cenário hospitalar são a proteção radiológica e
servir como indicativo de risco para o paciente, equipe médica e o público, evitando que o
limiar de dose quando houver seja excedido, buscando a prevenção aos efeitos determinísticos
e minimizando a probabilidade do aparecimento de efeitos estocásticos. São adotadas as
seguintes grandezas: a dose absorvida, o kerma, a dose equivalente em órgão ou tecido e a
dose efetiva (ICRP, 2007).
A dose absorvida, D, grandeza física fundamental utilizada para todos os tipos de
radiação ionizante, mostrada na Eq. 15 (ICRP, 2007; ICRU, 2011).
51
(15)
onde é a energia média depositada em uma dada massa – dm. Esta grandeza é
mensurável e a unidade utilizada é o J.kg-1
, tendo o nome especial de gray (Gy)
O kerma, K, é o quociente entre as somas das energias cinéticas, ET,R, de todas as
partículas ionizantes carregadas liberadas pelas partículas ionizantes não carregadas na
matéria de massa dm, apresentado na Eq. 16. Esta grandeza também é mensurável e sua
unidade utilizada é o gray.
(16)
A probabilidade dos efeitos estocásticos não depende apenas da dose absorvida mas
também do tipo e da energia da radiação . A dose equivalente (HT) está baseada na definição
da dose absorvida média (DT) em um órgão ou tecido específico T, dada pela Eq. 17 (IAEA,
2007; ICRP, 2007).
(17)
52
onde wR é o fator de ponderação da radiação, que reflete a eficiência biológica das
radiações de alto transferência linear de energia (LET) compensada com as de baixo LET
para o tipo de radiação R.
A dose efetiva, E, é o somatório dos fatores de ponderação de todos os órgãos e tecidos
do corpo (wT) multiplicado pelo somatório das doses absorvidas ponderadas pelo fator de
ponderação da radiação (wR). A Eq.18 apresenta essa grandeza medida em sievert (Sv) (ICRP,
2007).
(
(18)
3.9.1 Grandezas de uso exclusivo em procedimentos tomográficos
Na TC, a fonte de radiação está em movimento rotacional devendo produzir no paciente
uma distribuição de dose absorvida mais uniforme, em relação a outros procedimentos
radiodiagnósticos (CARLOS, 2002); este fato que não permite o uso dos mesmos
instrumentos para mensurar a radiação que a radiografia convencional. Em 1981, a Food and
Drug Administration, FDA (1997) propôs o uso de descritores exclusivos para a dosimetria
em tomografia computadorizada, a dose média em múltiplos cortes (MSAD) e o índice de
dose em tomografia computadorizada (CDTI).
A dose média em cortes múltiplos - MSAD (Multiple Scan Average Dose) é uma
grandeza que representa a dose média em um corte no centro da câmara de ionização tipo
lápis, relativa a uma série de cortes tomográficos, apresentada pela Eq. 19, onde d é o
incremento da mesa e DN,d é a dose decorrente de N cortes em função da posição (IAEA,
2007; BRASIL, 1998).
53
(19)
Segundo Jucius et.al. (1977), a exposição média do corte central de uma série de cortes
é equivalente à medida da exposição multiplicada pela espessura de corte único – razão entre
a leitura dada pela câmara de ionização e o incremento da mesa. Sendo assim, foi possível
confirmar a medição do MSAD com apenas um corte; esta grandeza dosimétrica foi
denominada de CTDI – Índice de Dose em Tomografia Computadorizada (JESSEN et.al.
1999).
O CTDI é uma grandeza descritora de dose, que pode ser medida dentro de simuladores
padrões de tronco e cabeça. A Eq. 20 é dada pela integral ao longo de uma linha paralela ao
eixo de rotação z do perfil de dose para uma única fatia, D, dividido pela espessura nominal
do corte, h (JESSEN et.al. 1999).
(
(20)
Para aquisições multi-slice a Eq. 21 é mais bem empregada, visto que N representa o
número de canais do tomógrafo.
(
(21)
O CTDI e o MSAD só são equivalentes quando o incremento da mesa é igual a
espessura de corte apresentada na Eq. 21, onde p é o PITCH.
54
(
(21)
O CTDIw, apresentada pela Eq. 22, é a grandeza que representa o índice de dose
ponderado para tomografia. Seus valores são dados em gray (Gy) indicando a dose média em
um único corte tomográfico, onde o CTDI100,c apresentado na Eq. 23 representa a dose no
centro do objeto simulador e o CTDI100,p apresentado na Eq. 23 representa a dose média nas
periferias do objeto simulador (LEITZ, AXELSSON, SZENDRO, 1995).
(
(22)
(
(23)
onde, N representa a quantidade de canais, T a espessura do corte, a média das
leituras no centro do objeto simulador de PMMA, a média das leituras na periferia do
( 24)
55
fantoma PMMA, o coeficiente de calibração em termos de produto kerma-
comprimento (PK,L), fator de depêndencia energética e o fator de correção para
temperatura e pressão.
Os valores de CTDIvol consideram os valores de CTDIw e do PITCH utilizado no
processo de aquisição, conforme apresentado na Eq. 25 (AAPM, 2008):
(25)
O DLP – produto dose-comprimento – é um índice que representa o produto final da
dose no paciente. Conforme apresentado na Eq. 26 o DLP leva em consideração o CTDIVOL e
a distância da varredura do paciente, L (AAPM, 2008).
(26)
A IAEA (2007) trouxe uma terminologia diferente para cada grandeza dosimétrica. O
índice de kerma no ar, Ca,100, apresentado na equação 27, medido livre no ar para uma rotação
do tubo em tomógrafos é o quociente da integral do kerma no ar ao longo de uma linha
paralela ao eixo de rotação do tomógrafo considerando o comprimento de 100 mm e T a
espessura nominal do corte. A faixa de integração está posicionada simetricamente sobre o
volume irradiado.
(27)
56
Para equipamentos multi-slice deve-se considerar o valor NT que representa a
espessura do feixe, sendo essa multiplicação a colimação do feixe representada na Eq. 28.
(28)
O índice ponderado de kerma no ar (CW), representado pela Eq. 29, é muito utilizado
para medir o índice de kerma dentro de objetos simuladores. Essa medição é realizada através
do posicionamento da câmara de ionização tipo lápis nos orifícios centrais e periféricos do
objeto simulador. Essa grandeza substituiu o antigo CTDIW.
(
(29)
A grandeza nCW, representa o valor de Cw e/ou de Ca,100 normalizado para o produto do
tempo de exposição por unidade da corrente do tubo, PIt, representada pela Eq. 30.
(30)
Para medir o índice de kerma no ar volumétrico, CVOL, antigo CTDIVOL, considera-se o
PITCH, segundo apresentado na Eq. 31.
57
(
(31)
O PITCH, p, é utilizado para aquisições helicoidais, ou pode ser calculado para
aquisições axiais (sequenciais), através do incremento da mesa e espessura de corte,
apresentado pela Eq. 32.
(
(32)
O produto kerma-comprimento, PK,L, antigo DLP, é calculado através da Eq. 33, onde
o índice j representa cada sequência ou série de varreduras helicoidais que fazem parte do
exame, lj, representa a distância varrida do paciente e PIt é a carga do tubo para uma única
varredura axial.
(
(33)
3.9.2. Dose efetiva normalizada para TC
Como já mencionado, a dose efetiva é um descritor que expressa o detrimento nos
tecidos ou órgãos, decorrente de suas sensibilidades biológicas à radiação. É um parâmetro
único de dose que reflete o risco de uma não uniforme exposição em termos de uma
exposição equivalente de corpo.
58
O conceito de dose efetiva está designado para proteção radiológica de pessoas
ocupacionalmente expostas, quando aplicada à população média apresenta limitações, pois
não considera o gênero ou a idade do individuo exposto, porém seu uso facilita a comparação
entre diferentes tipos de práticas radiodiagnosticas médicas. Quando o médico é questionado
qual e o risco de probabilidade de dano a saúde do paciente e qual a dose recebida pelo
paciente em um exame de TC, a resposta para a dose será respondida com um valor em
unidade de mGy ou mGy.cm, a probabilidade de detrimento continua incógnita (AAPM,
2008).
O modo mais direto para obter a dose, em pacientes submetidos a exames de tomografia
computadorizada é através de medidas experimentais nos órgãos em objetos simuladores
(HUDA e SANDISON,1986). Outro caminho para obter a energia depositada nos órgãos do
paciente é através de simulações computacionais com o método de Monte Carlo (JARRY et
al., 2003).
Para minimizar controvérsias nas diferenças nos valores da dose efetiva obtidas de
modo experimental ou com Monte Carlo, um método genérico foi proposto pela European
Working Group for Guidelines on Quality Criteria In Computed Tomography ( JESSEN,
PANZER, SHRIMPTON et al., 2000). Os valores das doses efetivas calculadas com o pacote
NRPB ( National Radiological Protection Board) Monte Carlo organ coefficients (JONES e
SHRIMPTON, 1991) foram comparados com valores da DLP para determinar um coeficiente
k, onde os valores de k são dependentes somente da região do corpo irradiada como mostra a
Tab. 1.
Tabela 1: Valores do fator de conversão k (AAPM, 2008)
Região do corpo k (mSv mGy-1
cm-1
)
0 anos de idade 1 ano de idade 5 anos de idade 10 anos de idade Adulto
Pescoço e cabeça 0,013 0,0085 0,0057 0,0042 0,0031
Cabeça 0,011 0,0067 0,0040 0,0032 0,0021
59
Pescoço 0,017 0,012 0,011 0,0079 0,0059
Tórax 0,039 0,026 0,018 0,013 0,014
Abdômen 0,049 0,030 0,020 0,015 0,015
Tronco 0,044 0,028 0,019 0,014 0,015
Usando esta metodologia, a dose efetiva pode ser estimada a partir do DLP como
mostra a Eq. 34, obtido experimentalmente ou quando fornecido pelo próprio tomógrafo após
a realização do exame.
No presente trabalho, a dose efetiva em tomografia computadorizada terá a
nomenclatura adotada como dose efetiva normalizada (En), por compreender que esta
designação adequa-se melhor ao objetivo proposto no uso do coeficiente k.
(34)
3.10.Inferência estatística, Ruído e MTF
Este tópico traz uma abordagem de métodos estatísticos, do ruído e da uma visão
geral da frequência espacial, temas relevantes para a análise da qualidade da imagem proposta
no presente trabalho.
3.10.1. Distribuição normal
60
Inferência é o modo de interpretar e julgar todo um conjunto de dados a partir de uma
parte (amostra)( LEVINE, 20120) . Uma imagem tomográfica é formada por um conjunto de
pixels distribuídos ao longo de linhas e colunas, e cada pixel terá um valor de intensidade que
será convertido para um valor de HU através de uma tabela LUT (GONZALES e WOODS,
2002). A distribuição normal é uma das principais distribuições estatísticas, aproximadamente
80% de todos os fenômenos estatísticos tem esse comportamento (MORETTIN e BUSSAB,
1991), entre eles, a distribuição dos pixels em uma matriz para formar a imagem tomográfica.
A distribuição normal é muitas vezes atribuída a Laplace, P.S. e Gauss, C.F., entretanto
dados históricos mostram que os primeiros ensaios foram feitos por Bernoulli, J. quando em
seu trabalho intitulado Ars Conjectandi (1713) descreveu o primeiro elemento básico da Law
of Large Numbers no português Lei dos Números Largos; de Moivre, A. em 1738 encontrou
o que ele chamou de “Curve” ou curva no português enquanto calculava a probabilidade de
ganho para diferentes jogos de azar, Laplace, P.S. estudou esta distribuição e obteve um
resultado mais formal e geral no ano de 1774, relatando que a distribuição normal é uma
aproximação de uma distribuição hipergeométrica e Gauss, C.F. em suas medições na
astronomia, usou técnicas baseadas na distribuição normal estipulando um método estatístico
padrão durante o século XIX e hoje a distribuição normal é também chamada de distribuição
de Gauss ( DODGE, 2008).
A representação gráfica clássica da distribuição normal tem formato de sino e
propriedades teóricas de extrema relevância: a sua simetria no comportamento, a média
aritmética e mediana possuem valores próximos entre si, sua amplitude interquartil é igual a
1,33 desvio-padrão resultando em 50% dos seus valores centrais estarem contidos em um
intervalo com limites delimitado por dois terços de um desvio-padrão abaixo da média e dois
terços de um desvio-padrão acima da média aritmética e sua amplitude é infinita (- ∞ <X< ∞)
(LEVINE, 2012).
A expressão matemática que regi o comportamento da curva da distribuição normal é
fornecida pela Função de Densidade da Probabilidade Normal, quando σ tem valores maiores
que zero, mostrada na Eq. 35, seu resultado fornece uma ideia de probabilidade para uma
dada situação. A curva normal depende exclusivamente da média aritmética ( µ) e do desvio-
padrão (σ).
61
(35)
onde ℮ é a constante matemática de valor 2,71828 e π outra constnate matemática no de
valor 3,14159.
O Teorema do Limite Central implica na situação em que qualquer que seja a forma de
uma distribuição, suas médias resultam em uma distribuição normal (BERQUO et all, 1981) e
para encontrar a distribuição da média basta conhecer apenas a média da população e o
desvio-padrão, desde que o número de número da amostra seja maior que 30. Ao aplicar este
conceito a estatística está sendo dedutiva, pois basea-se no fato de uma verdade para a
população e a aplica para a média aritimética da amostra; o correto é o pensamento indutivo
utilizando-se resultados de amostras para estimar a generalização mais abrangente (LEVINE,
2012).
O pensamento indutivo é feito através de uma estimativa de um intervalo de confiança
ou seja, uma extensão de valores construída em torno de um ponto. Em outras palavras, um
intervalo de confiança é um intervalo que expressa a probabilidade de encontrar o valor real
correspondente ao parâmetro da população. Para construir um intervalo de confiança a Eq.
36 contendo o verdadeiro valor do parâmetro ( ) e a probilidade, deve ser resolvida (
DODGE, 2008).
onde:
é o parâmetro a ser estimado,
Li é o limite inferior do intervalo,
(36)
62
Ls é o limite superior do intervalo e
1 – fornece a probalidade, chamada de Nível de Confiança. A probabilidade
mensura o risco de erro no intervalo, fornece a probabilidade para qual o intervalo não
contenha o valor real do parâmetro .
Para resolver a Eq. 36 como uma função deve ser definida onde é uma
estimativa para , que fornecerá a distribuição de probabilidade que deseja-se saber (DODGE,
2008). Definido o intervalo para obten-se a Eq. 37.
Onde k1 e k2 são as probabilidades da distribuição da função . Geralmente o risco
de erro é dividido em duas partes iguais distribuido em cada lado da distribuição da
. Comumentemente usamos uma função centrada e com a distribuição normal
reduzida, as constantes k1 e K2 serão sempre simétricas e representadas por e como
mostra a Fig 13.
(37)
63
Figura 13: Representação da curva normal reduzida. (DODGE, 1981).
Distribuições normais onde a média aritmética (µ) e o desvio-padrão (σ) são
conhecidos, o intervalo de confiança é expresso da seguinte pela Eq. 38.
(38)
O número de elementos da amostra é expresso por e o valor chamado de valor
crítico. O grau de confiabilidade do intervalo vai definir o valor crítico, trabalhando com 95%
de confiabilidade o valor de + corresponde a uma área acumulada de 0,975 e tem valor igual
a 1,96 uma vez que existem 0,025 na cauda superior como ilustra a Fig.14
Figura 14: Representação gráfica da distribuição normal para 95% de confiança (CORREA, 2003).
64
O valor crítico difere entre intervalos de confiança, quando se trabalha com 99% de
confiabilidade é igual a 2,58, na Tab.2 constam os níveis de confiança com o respectivo
valor crítico associado.
Tabela 2: Valor crítico e nível de confiança correspondente.
O intervalo de confiança aplicado na análise das imagens tomográficas otimzadas,
fornecerá uma estimativa dentro do intervalo, e o desejado é um valor de probabilidade. Para
buscar esta probabilidade, usamos a fórmula da transformação ( LEVINE et al., 2012)
apresentada na Eq. 39, cujo papel é converter qualquer variável aleatória , distribuída
normalmente, em uma variável aleatória normal padronizada .
Valor critico (Z) Nível de confiança (%)
0,0 0,00
0,5 38,30
1,0 68,26
1,5 86,64
1,7 91,08
1,9 94,26
1,96 95
2,2 97,22
2,58 99
3,9 100
65
(39)
O fato da variável possuir desvio- padrão (σ) e média aritimética (µ), a variávela
aleatória padronizada terá média aritimética µ = 0 e desvio-padrão σ = 1. Qualquer conjunto
de valores distribuídos nos moldes de uma distribuição normal, pode ser convertido para a
forma padronizada (LEVINE et all, 2012) permitindo determinar as probabilidades.
3.10.2 Análise ROC
A análise ROC (Receiver Operating Characteristic) é considerada o método estatístico
mais eficiente na tomada de julgamentos; ela é baseada na teoria da decisão estatística
desenvolvida entre os anos de 1950 e 1960 para avaliar a detecção de sinais em radar e na
psicologia sensorial (METZ, 1986). Seu alto potencial diagnóstico fez seu aplicação crescer
no diagnóstico médico, vários autores a empregam nas mais diferentes modalidades
diagnósticas (SWETS, 1979) (TAVEL et al., 1987) (BURDETTE et al., 1996) (PARKER et
al. 1995) e em outras áreas da ciência sua aplicação também é extensa (ZOU, 2012).
Segundo Linnet (1987), testes diagnósticos são capazes de identificar a presença ou
ausência de uma doença com uma margem de erro, seu julgamento baseia-se na comparação
de um teste clínico ou laboratorial com um padrão de referência conhecido como Padrão-Ouro
(RIEGELMAN e HIRSCH, 1996). A comparação do padrão ouro com outro teste de
investigação traz quatro situações observáveis relacionadas ao tipo de erro ou acerto:
Situações Observáveis:
66
Condições de acerto:
Verdadeiro Positivo (VP) – Probabilidade de um teste positivo ser classificado como
positivo;
Verdadeiro Negativo (VN) – Probabilidade de um teste negativo ser classificado como
negativo.
Condições de erro:
Falso Positivo (FP) – Probabilidade de um teste não negativo ser classificado como
positivo;
Falso Negativo (FN) – Probabilidade de um teste negativo ser classificado como não
negativo.
A interpretação do teste depende do objetivo do estudo; existirão casos em que é mais
vantajoso ter um número de falsos negativos maiores que o número de falsos positivos,
porém, em medicina diagnóstica, atenção especial deve ser dada aos falsos negativos, pois em
um teste referente a um paciente portador de alguma doença, o médico, não indicará
tratamento, com consequências irreparáveis para o paciente.
Classificar um teste em bom ou ruim resulta no que se chama de Matriz de
Contingência, lustrada na Fig. 5. Onde VP, FP, VN e FN representam o número de
verdadeiros positivos, falsos positivos, verdadeiros negativos e falsos negativos, Pos
representa o total de exemplos positivos, Neg o total de exemplos negativos, PPos o total de
exemplos preditos negativos, PNeg o total de exemplos preditos negativos e Total e a soma
dos exemplos.
67
Figura 15: Matriz de contingência
Partindo da matriz de contingência definem-se duas outras modalidades de análises: as
TVP que indica a taxa de Verdadeiros Positivos ou a Sensibilidade e as TFP que indicam a
taxa de Falsos Positivos ou a Especificidade, expressas nas Eq. 40 e 41, respectivamente.
Também se obtém a Acurácia do teste, a Taxa de Acerto e a Taxa de Erro, expressas nas Eq.
42,43 e 44 respectivamente; a mais comumente usada é a taxa de acerto.
(40)
(41)
(42)
Preditos
positivo
Preditos
negativo
Exemplos
positivos
VP FN Pos
Exemplos
negativos
FP VN Neg
Ppos PNeg Total
68
(43)
(44)
3.10.3. Curva ROC
Na medicina diagnóstica ou laboratorial, a aplicação da matriz de contingência não
expressa a melhor análise de uma forma variável contínua ou categorizada (MARTINEZ,
LOUZADA e PEREIRA, 2003). Diante deste caso, uma regra de decisão é aplicada para
buscar um critério para classificar um ponto como ideal, ou seja, estipular um ponto de corte,
onde acima deste valor o teste é considerado como negativo, e analogamente positivo para
valores abaixo do ponto de corte, e dentro das diferentes amplitudes encontradas estipular os
Verdadeiros Positivos (Sensibilidade) e os Falos Positivos (Especificidade). O gráfico
resultante da Sensibilidade por Especificidade caracteriza a curva ROC (ALTMAN e
BLAND, 1994).
Tendo Z uma variável que representa o resultado do teste, a regra de decisão a ser
tomada envolverá certo valor de ponto de corte estipulado como D. Para valores Z > D o
teste é classificado como positivo, e nas situações em que Z < D o teste é dado como
negativo. Segundo Fletcher et al. (1996), um teste muito sensível tem pequena probabilidade
de não ser classificado como positivo ao avaliar um teste realmente positivo, e um teste muito
especifico raramente um teste negativo terá sua classificação dada como positiva.
O responsável pela construção da curva ROC determina o número de pontos de corte,
de acordo com seu julgamento frente ao caso. Existem três tipos de curva ROC dependentes
na quantidade de pontos de corte escolhidos.
69
A curva ROC Empírica, onde todos os pontos de cortes possíveis são
considerados na construção da curva, obedecendo à relação de no máximo m + n
pontos de corte.
A curva ROC Aproximada, que tem o número de cortes estabelecido pelo
autor, respeitando a relação de ser menor de m + n.
A curva ROC Teórica, onde o modelo estatístico que determina a distribuição
da variável aleatória dos casos negativos e positivos é conhecido.
A Fig.16 ilustra uma curva ROC com os critérios de interpretação. A linha amarela
representa um teste com um resultado considerado excelente, quanto mais próximo do canto
superior esquerdo melhor, a designação usada é que o teste esta na área do CÉU ROC, já a
linha rosa representa um teste com resultados considerados bons e a linha azul o resultado é
considerado um teste onde os resultados positivos e negativos se confundem não permitindo
sua diferenciação, e abaixo da linha azul os resultados são considerados ruins, é comum
relatar então que o teste está na linha do INFERNO ROC.
70
Figura 16: Representação da curva ROC com os critérios de seleção. A linha amarela representa o melhor
resultado ou excelente, a rosa um resultado bom e a azul um resultado sem valor diagnóstico. Adaptada de
UNMC (2008).
3.10.3.Área sobre a curva ROC
Em um estudo com diversas curvas ROC, o método de análise mais comum é tentar
compará-las. O fator complicador é que curvas ROC são representadas por segmentos e
bidimensionais. Considerando um resultado que forneça 50% dos testes como positivo e os
outros 50% como negativo tal teste não possui valor diagnóstico, situação apresentada pela
linha azul da Fig. 16. Já uma curva na área do céu ROC com o valor para VP( verdadeiros
positivos) igual a 1, significa acertar 100% dos testes positivos e uma curva no inferno ROC
com valor para FV (Falos verdadeiros) igual a 1 significa acertar 100% dos testes negativos.
Logicamente, um teste de boa precisão é o que consegue diferenciar os testes verdadeiros dos
negativos.
Portanto, para analisar curvas ROC com valores de área próximos, onde visualmente
não é possível julgar sobre sua precisão, adotam-se critérios numéricos para a área sob a
curva. Uma área igual a 1 apresenta um teste perfeito, o teste tem que acertar todos os testes
positivos. Uma área igual a 0,5 representa um teste com 50% positivos e 50% negativos. Uma
área abaixo de 0,5 o teste privilegiará os resultados negativos, portanto quanto maior que 0,5
o valor da área sob a curva ROC melhor o teste. Segundo BUSHEBERG et al. (2002) a área
sob a curva ROC é um bom indicativo de análise para o SNR (Signal to noise ratio). A Eq. 45
expressa como obter a SNR, onde é a média do número de fótons por unidade de área e é
o desvio padrão associada ao número de fótons por área ( BUSHBERG, SEIBERT,
LEIDHOLFT, JUNIOR e BOONE, 2002).
(45)
71
Na análise da qualidade das imagens tomográficas, ao aplicar a SNR como
instrumento de julgamento, o resultado obtido não refletirá um julgamento da qualidade
visual da imagem. Tal afirmativa é apoiada no fato de o tipo de informação que o radiologista
ou oncologista está visualizando na imagem não são pixels, como já mostrado; o que eles
estão vendo são as imagens resultantes dos pixels convertidos em unidade de HU. Portanto,
para analisar a qualidade da imagem e quantificar o tipo de informação que chega aos olhos
do observador, deve-se analisar as HU que formam a imagem.
4. MATERIAIS E MÉTODOS
Neste capítulo serão abordados os procedimentos práticos e as metodologias
desenvolvidas para alcançar os objetivos propostos.
O método para obter as grandezas dosimétricas, foi aplicada a cinco centros
hospitalares de Belo Horizonte, foram realizadas medidas experimentais com os mesmos
parâmetros técnicos usados nos exames tomográficos de tórax e abdômen. Três métodos
distintos foram usados para a obtenção das grandezas dosimétricas:
Medidas com uma câmara de ionização tipo lápis em um objeto simulador de
tronco pediátrico;
Uso de um programa computacional CT-EXPO 1.7.1.
Filmes radiocrômicos.
Em um único hospital, foi aplicado o processo de otimização de dois procedimentos
técnicos usados nas TC pediátricas do abdômen. Foram sugeridas variações nos valores para a
corrente (mA) e a voltagem aplicada ao tubo (kV), e foram analisadas as grandezas
dosimétricas, incluindo a dose efetiva normalizada decorrentes dos novos parâmetros
adotados.
Foram obtidas imagens com um objeto simulador pertencente à instituição, usado
para testes de controle de qualidade, com as variações de mA e kV adotadas no processo de
otimização. As imagens resultantes foram usadas para o estudo da qualidade diagnóstica da
72
imagem, por meio de análise estatística ( distribuição normal e análise ROC), da resolução
espacial (obtenção da MTF) e do ruído (análise quantitativa e qualitativa).
4.1. Medições com a câmara de ionização
Uma câmara de ionização tipo-lápis fabricada pela Radcal®, modelo 10X5-CT, com
100 mm de comprimento e aproximadamente 3 mm de raio, acoplada ao eletrômetro
fabricado pela Radcal® Corporation modelo 9060, foi utilizada para obter os índices de
kerma no centro (CPMMA,100,C) e nas extremidades do objeto simulador (CPMMA,100,p), conforme
Fig. 17.
Os índices de kerma foram medidos dentro de um objeto cilíndrico de
polimetilmetacrilato (PMMA) de densidade de 1,19 ± 0,01g/cm3 com 16 cm de diâmetro e 15
cm de comprimento, simulador de tronco pediátrico. O objeto simulador foi posicionado e
devidamente alinhado com os laser do tomógrafo dentro do gantry. A câmara de ionização foi
inserida nos eixos periféricos ( B, C, D, E) e central (A) do objeto simulador como ilustra a
Fig.17; em cada posição foram realizadas três medições em termos de PKL (Produto Kerma-
Comprimento), e computada a média; posteriormente as leituras obtidas foram devidamente
corrigidas pelo fator de calibração, disponível no certificado de calibração da câmara de
ionização, fornecido pelo Instituto de Pesquisa Energéticas e Nucleares (IPEN, 2010) e
também por outros fatores de correção aplicáveis.
Figura 17: Câmara de ionização e orientações para medições no objeto simulador.
73
4.2. Programa computacional CT-EXPO
O programa usado foi o CT-EXPO, versão 1.7.1, que consiste de um aplicativo em MS
Excell, escrito no visual básico, para calcular as grandezas dosimétricas e os valores de doses
em órgãos resultantes de exposições à radiação provinda de exames tomográficos. A primeira
versão do programa, CT-EXPO 1.0, baseou-se em métodos computacionais usados para a
aquisição de dados na obtenção de um Survey in CT na Alemanha na década de 90 ( NAGEL,
et al., 2012) a versão do programa usada neste trabalho, usa o banco de dados do relatório
GSF National Research Center for Environment and Health, Institute for Radiation
Protection (GSF – NATIONAL RESEARCH CENTER for ENVIRONMENT and HEALTH,
2002).
O programa CT-EXPO adota simuladores antropomórficos matemáticos ADAM e EVA
para adultos e CHILD e BABY para crianças, para estimar as grandezas dosimétricas; a área
do paciente examinada no exame tomográfico pode ser selecionada diretamente nos
simuladores através da área em vermelho, como mostra a Fig. 18.
Figura 18: Objeto simulador adulto (direita A) e objeto simulador pediátrico e neonato (direita B) do
programa computacional CT-EXPO.
74
As seguintes grandezas dosimétricas calculdas pelo programa:
O Índice de Dose em Tomografia Computadorizada ponderado e volumétrico
(CTDIw e CTDIvol), atuais Cw e Cvol ;
Produto Dose- Comprimento (DLP), atual PK,L,CT;
Dose Efetiva;
Dose Equivalente nos órgãos;
Foram inseridos na planilha de comando do programa os parâmetros técnicos de
exposição (kV, mA, tempo de rotação do tubo, o incremento e a espessura do corte) dos
protocolos para aquisição das TC pediátricas do tórax e abdômen, em seguida foram
selecionados o grupo do paciente, o gênero do paciente, o fabricante e o modelo do aparelho
tomográfico usado no hospital e foi delimitado o intervalo da varredura; o último passo dado
foi a escolha do modo de aquisição adotado, como indica Fig.19. Com estes procedimentos o
programa forneceu as grandezas dosimétricas, incluindo a dose efetiva decorrentes dos
parâmetros técnicos de exposição adotado em cada hospital.
Figura 19: Campos técnicos para serem ajustados no CT-EXPO.
75
4.3. Filmes radiocrômicos
A forma mais comumente comercializada de materiais radiocrômicos é em formato de
filmes. O modelo recomendado para dosimetria em TC, usado no presente trabalho, foi o
GAFCHROMIC XR-CT2; segundo especificações técnicas do fabricante, este filme possui
uma sensibilidade para leituras de kerma na faixa 0,01 a 50cGy, podendo ser usado na tensão
operante entre 20 a 200 kVp. O filme é composto por uma dupla camada de poliéster de
revestimento altamente uniforme, sendo que uma transparente é sensível às radiações
ionizantes, enquanto a outra é radiopaca.
Os filmes radiocrômicos podem ser usados como dosímetros, pois a detecção da
radiação que incide com o filme é observada através da mudança de coloração do filme, ou
seja, ocorre um processo de polimerização em que a energia é transferida de um fóton ou
partícula energética para a (s) molécula (s) do filme, e esta reação química causa mudança de
coloração do filme (AAPM, 1998).
Para associar a mudança de coloração com a radiação provinda de exames
tomográficos, os filmes foram calibrados nas mesmas condições da câmara de ionização
usada nas medições experimentais realizadas no trabalho.
Os filmes radiocrômicos, foram calibrados no Laboratório de Calibração de Dosímetros
(LCD) do Centro de Desenvolvimento da Tecnologia Nuclear (CDTN), tomando como
referência os valores em termos de PkL determinados com uma câmara de ionização tipo lápis
modelo Radcal R3CT, com calibração rastreada ao laboratório PTB / Alemanha.
Para o posicionamento da câmara de ionização e a escolha da qualidade do feixe de
radiação, foram seguidas as recomendações da publicação nº 457 da Agência Internacional de
Energia Atômica (IAEA, 2007). Para a calibração em feixes de tomografia computadorizada
são recomendadas três qualidades de radiação, as chamadas Radiation Quality Tomography
(RQT), 8, 9 e 10 ( IAEA, 2007). Foi usada a RQT 9, que sugere um tubo de raios – X
operando em uma voltagem de 120 kV, uma distância fonte –detector de 100cm, janela de
colimação de 10 cm por 3 cm e filtração adicional ( 3,5 mm de Al + 0,35 mm de Cu e 1°
camada semirredutora de 8,40 mm de Al), como mostra a Fig. 20.
76
Figura 20:Sistema de calibração em raios-X: câmara de ionização posicionada após a janela de colimação
(a); visão frontal do aparelho de raios –X com a filtração (b).
Após a dosimetria do campo de radiação com a câmara de ionização, o filme
radiocrômico foi colocado no mesmo lugar, para ser irradiado nas mesmas condições, como
mostra, a Fig. 21.
Figura 21: Sistema de irradiação do filme radiocrômicos em raios-X: filme posicionado no mesmo lugar
da câmara de ionização (a) e o filme após a irradiação (b).
a b
a
a
b
a
77
A maneira adotada para irradiar os filmes radiocrômicos nos tomógrafos de cada
instituição esta mostrado na Fig. 22; o método é similar ao modo usado com uma câmara de
ionização tipo lápis; os filmes foram inseridos dentro de um objeto simulador de tronco
pediátrico nas posições: norte, sul, leste, oeste e centro, totalizando cinco tiras de filmes
dentro do objeto simulador.
Figura 22: Posicionamento em um tomógrafo do objeto simulador com filmes radiocrômicos inseridos.
Após irradiados, os filmes foram digitalizadas no scanner modelo Microtek 9800XL e
suas propriedades óticas analisadas com o software de livre uso imageJ; as três componentes
Red (R), Green (G) e Blue (B) foram separadas e selecionada somente a componente Red
para representar o comportamento dos tons de cinza ao longo da faixa irradiada do filme, foi
traçado o gráfico dos tons de cinza ao longo do eixo longitudinal e obtida a integral da área
abaixo da curva; o valor encontrado foi usado na equação de curva de calibração para associar
os tons de cinza com o PkL. A Fig. 23 indica a sequência cronológicas das ações.
78
Figura 23: Procedimentos para tratamento dos filmes radiocrômicos após serem irradiados.
79
4.4. Processo de otimização
O ensaio de um processo de otimização, relativo ao protocolo para a obtenção de
exames do abdômen por TC pediátrica, foi realizado no hospital E, por meio das seguintes
etapas:
1. Sugestão de novos valores de corrente de ionização (mA);
2. Sugestão de novos valores de tensão (kV) aplicada ao tubo;
3. Obtenção dos índices de kerma com a câmara de ionização tipo lápis no objeto
simulador pediátrico, com os valores sugeridos em 1 e 2;
4. Cálculo das grandezas dosimétricas e da dose efetiva normalizada;
5. Obtenção de imagens, com o objeto simulador usado para controle de qualidade,
adotando os valores sugeridos em 1 e 2.
4.4.1. Análise e julgamento da imagem
4.4.1.2 .Distribuição normal
O objeto simulador usado para testes de controle de qualidade, fornecido pelo fabricante
do aparelho, é constituído de acrílico, tendo no seu interior três regiões distintas que servem
para análise. A região 1 possui um objeto retangular com orifícios ovais vazados; a região 2 é
constituída somente por água e a região 3 contém um objeto retangular constituído por linhas
de diferentes espessuras. Na Fig. 24 estão ilustradas as três regiões do objeto simulador.
80
Figura 24: Objeto simulador usado para testes de controle de qualidade, com as especificações das regiões
para análise da qualidade da imagem.
No presente trabalho não foi feita nenhuma análise na região 1, sendo o estudo da
distribuição normal feito na região 2 do objeto simulador, que foi posicionado adequadamente
no centro do gantry e realizada uma aquisição tomográfica com o protocolo original e outras
seis com os protocolos sugeridos. Foi selecionada uma imagem da região 2 em cada
aquisição, sendo cada imagem analisada com o software de livre acesso JiveX®. A imagem
foi dividída em cinco regiões de interrese (ROI), quatro nas extremidades a uma distância de
aproximadamente 5 cm da borda do objeto simulador e outra na região central, cada ROI é
composta por 1296 pixels, onde a média aritmética (µ) e o desvio-padrão (σ) são fornecidos
pelo software, como ilustra a Fig. 25.
81
Figura 25: Distribuição das cinco ROI’s na imagem, desvio padrão e média aritmética para cada um das
ROI obtidos com o software JiveX®. Para uma melhor visualização foi ampliada uma das ROI, como
indica a seta.
Para a análise do desvio padrão e da média aritmética dos valores das HU de cada ROI,
foram adotados os seguintes passos:
1. Determinação do intervalo de confiança com 95 % de confiabilidade, para cada
ROI da imagem;
2. Obtenção do valor da variável aleatória z;
3. Estimativa da probabilidade de cada ROI apresentar o valor de HU característico
para a água ( 0 HU);
4. Estabelecimento da relação entre os valores obtidos no terceiro passo com os
valores dos Cw para a imagem obtida com o protocolo original e com os
protocolos sugeridos.
4.4.1.3. Análise ROC
Foi realizado o estudo nas imagens da região 2 do objeto simulador, ou seja, as mesmas
usadas na análise da distribuição normal descrita no item anterior. Neste caso, a imagem foi
82
divida em 22 ROI’s, contendo os mesmos números de píxels. Cada ROI foi analisado no
software JiveX®, como ilustra a Fig. 26..
Figura 26: Distribuição das ROI na imagem, desvio padrão e média aritmética de cada ROI obtido com o
software JiveX®. Para uma melhor visualização foi ampliada uma das ROI, como indica a seta.
Cada ROI foi classificada como boa ou ruim. Para a média das HU da ROI no intervalo
entre zero e cinco HU foi atribuída o valor 1 e classificada com boa; quando a média das HU
da ROI for maior que cinco HU, foi atribuída valor 0 e classificada como ruim. Os valores
atribuídos a cada ROI foram inseridos na versão demo do software MedCalc®, que gerou a
curva ROC para a imagem. A classificação da qualidade dos classificadores foi obtida através
do intervalo de classificação estipulado para gerar a matriz de contingência ilustrada na Fig.
27.
83
Figura 27: Critérios adotados para a elaboração da matriz de contingência.
4.4.1.4. Resolução espacial – MTF
O estudo da resolução espacial foi feita na região 3 do objeto simulador. Na imagem
obtida, ilustrada na Fig. 28, foi aplicada uma sequência de comandos (Algoritmo) escritos no
programa matemático Matlab® descrito no anexo B, onde obteve-se a PSF e a MTF das
imagens.
Figura 28: Imagem da região 3 usada para análise da resolução espacial.
Preditos positivo Preditos negativo
Exemplos positivos VP
0 HU
FN
2,6 ≥ HU ≤ 4,9
-2,6 ≤ HU ≥ -4,9
Pos
Exemplos negativos FP
0,1 ≥ HU ≤ 2,5
-2,6 ≤ HU ≤- 0,9
VN
-1000 ≤ HU ≤ -5
+5 ≥ HU ≤ +1000
Neg
Ppos PNeg Total
84
4.4.1.5. Análise do ruído
Para a análise quantitativa do ruído, foram usadas as imagens da região do objeto
simulador. O ruído foi obtido de dois modos distintos, através de uma relação matemática e
com o software Jivex®.
Marconato (2005) relacionou o desvio padrão como sendo o responsável pelo ruído, e
inversamente proporcional à raiz quadrada da dose de radiação, como mostra Eq. 46.
onde é uma constante de proporcionalidade; o coeficiente de atenuação do material
para o raios-X de energia ; D é a dose; SW a espessura do corte; P o tamanho os pixels na
imagem.
Com a dose efetiva normalizada (En) encontrada no processo de otimização proposto,
foi usada a equação para a obtenção do ruído nas imagens obtidas com os parâmetros técnicos
do protocolo original e com os protocolos sugeridos.
Com o programa Jivex®, selecionou-se uma ROI contendo setenta e seis mil
setecentos e vinte e nove pixels, para encontrar o valor do ruído é fornecido pelo programa,
como mostra a Fig.29.
(46)
85
Figura 29: Ilustração da ROI adotada para a obtenção da análise quantitativa do ruído.
A análise qualitativa do ruído foi feita subtraindo o ruído acrescentado à imagem,
decorrente da adoção dos parâmetros dos protocolos sugeridos. Foi usado o software
Quantikov Image Analyzer (PINTO, 1996) que permite a subtração de duas imagens
resultando em uma terceira imagem a qual representará o ruído, como ilustra a Fig. 30.
Figura 30: Software Quantikov usado para a subtração das imagens e visualização do ruído resultante no
processo de otimização.
86
5. RESULTADOS
Este capítulo será divido em dois tópicos: o primeiro mostrando os valores das
grandezas dosimétricas e das doses efetivas normalizadas para cada um dos três métodos
adotados e o segundo apresentando os resultados do processo de otimização, a análise das
imagens otimizadas através da distribuição normal e análise ROC, a avaliação da resolução
espacial através da análise da MTF e análise quantitativa e qualitativa do ruído.
5.1. Grandezas dosimétricas
5.1.1. Resultados experimentais com a câmara de ionização
Os tomógrafos dos cinco hospitais, onde foram feitas as medidas com a câmara de
ionização são mostrados na Tab. 3. Os exames TC de tórax e do abdômen destinadas a
pacientes na faixa etária dos cinco anos de idade foram selecionados neste estudo.
Tabela 3: Relação dos tomógrafos pesquisados no presente trabalho.
HOSPITAIS MODELO Canais
A Toshiba Auket Single Slice
B GE CT/e Single Single Slice
C Toshiba Asteion Single Slice
D GE Brightssped Multislice com 16 canais
E GE CT true Multislice com 64 canais
87
As grandezas dosimétricas e da dose efetiva normalizada foram calculadas a partir das
leituras obtidas com a câmara de ionização corrigidas pelas constantes: fator de calibração da
câmara de ionização tipo lápis (NPKL,Q) (IPEN,2010), o fator de correção para a resposta da
câmara à calibração (kQ) e o fator de conversão para a dose efetiva normalizada K (AAPM
2008), com valores dispostos na Tab. 4.
Tabela 4: Valores das constantes para o cálculo das grandezas dosimétricas e da dose efetiva normalizada.
Constante Valor
NPKL,Q para 120 kV 9,97 x 10-3 (Gy.cm.ue-1)
NPKL,Q para 100 kV 9,78 x 10-3 (Gy.cm.ue-1)
kQ 1
k para o abdômen de pacientes com
cinco anos de idade 0,020 ( mSv.mGy-1.cm)
k para o tórax de pacientes com cinco
anos de idade 0,018( mSv.mGy-1.cm)
ue – unidade de escala
Nas Tab. 5 e 6 constam os parâmetros técnicos usados em cada instituição para a
realização de exames de TC pediátricas do tórax e do abdômen.
88
Tabela 5: Parâmetros técnicos para a obtenção de exames de TC pediátricas do tórax em cada hospital.
Parâmetros
técnicos
Hospital
A B C D E
Tensão (kV) 120 120 120 120 120
Corrente (mA) 100 130 130 100 110
Tempo (s) 1,5 1 1 0,5 1
Espessura do
corte (mm)
10 10 10 16 x 1,25 64 x 0,625
Incremento
(mm)
10 10 12 13,37 55
PITCH 1:1,5 1:1 1,2:1 1,375:0,5 1,375:1
Varredura (cm) 22 21 24 20 20
Tabela 6: Parâmetros técnicos para a obtenção de exames de TC pediátricas do abdômen em cada
hospital.
Parâmetros
Técnicos
Hospital
A B C D E
Tensão (kV) 120 120 120 120 120
Corrente (mA) 110 100 130 100 150
Tempo (s) 1,5 1 1 0,5 1
Espessura do corte
(mm)
10 10 10 16 x 1,25 64 x 0,625
89
Incremento (mm) 10 10 12 13,37 55
PITCH 1:1 1:1 1,2:1 1,375:0,5 1,375:1
Varredura (cm) 22 15 30 22 22
Nos protocolos de tórax e do abdômen todos os hospitais adotaram uma tensão de 120
kV e a corrente mA na faixa entre 100 e 150 mA, ocorreram variações no tempo de
exposição, no PITCH e na varredura.
Para campos maiores que 250 mm, a obtenção do Cw é, normalmente, subestimado por
um fator de aproximadamente 0,6 no eixo central e 0,8 nas periferias. (AAPM, 1996). Esta
situação não foi encontrada no presente trabalho, não havendo necessidade de correções ou
em seguir as recomendações da AAPM (AAPM, 2010).
As leituras obtidas com a câmara de ionização dentro do objeto simulador, adotando-se
parâmetros técnicos para a obtenção de exames de TC pediátricas do tórax, tabela 8, estão na
Tab. 7.
90
Tabela 7: Medidas com a câmara de ionização inserida em cada posição do objeto simulador, nos
protocolos de TC pediátricas do tórax em cada hospital.
Hospital Indicação da câmara de ionização (mGy)
Centro Norte Sul Leste Oeste
A 2,40 2,77 2,70 2,64 2,68
B 1,12 1,23 1,06 1,14 1,21
C 1,86 2,04 1,60 1,86 1,93
D 1,73 1,96 1,95 1,96 1,97
E 2,83 3,10 2,70 2,98 3,04
Tabela 8: Medidas com a câmara de ionização inserida em cada posição do objeto simulador, nos
protocolos de TC pediátricas do abdômen em cada hospital.
Hospital Indicação da câmara de ionização (mGy)
Centro Norte Leste Sul Oeste
A 3,12 4,45 2,89 2,70 2,68
B 1,72 1,75 1,65 1,65 1,68
C 1,86 2,04 1,86 1,60 1,93
D 1,73 1,96 1,96 1,95 1,97
E 3,56 4,23 3,79 3,85 4,50
As leituras obtidas nas posições leste e oeste deveriam ter o mesmo valor, ou estar
dentro da faixa de incerteza da câmara de ionização de ± 3 % (IPEN, 2010), porém maioria
91
das medições para tórax e abdômen nenhuma das duas situações aconteceu, as leituras na
posição norte, em alguns casos, mostrou um valor muito próximo dos valores obtidos na
região sul, enquanto o esperado seria uma leitura com valores inferiores na região sul
decorrente da atenuação da radiação pela mesa do tomógrafo, estes fatos evidenciam um
desalinhamento no aparelho tomográfico decorrente de algum problema técnico.·.
Os valores dos índices de kerma nas posições central e periférica do objeto simulador,
obtidos com os parâmetros técnicos de exposição dos exames das TC pediátricas do tórax e
abdômen, encontra-se na Tab. 9.
Tabela 9: Índices de kerma (mGy) no centro e na periferia no objeto simulador em cada um dos hospitais
para os protocolos de obtenção de exames de TC do tórax e do abdômen.
Os valores da Tab. 9 foram usados para calcular as grandezas dosimétricas Cw e Cvol,
para os exames de TC pediátricas do tórax e do abdômen, (Tab. 10 e 11).
Hospital
C PMMA, 100, c C PMMA, 100, p
Tórax abdômen Tórax Abdômen
A 23,92 31,11 26,93 33,49
B 11,19 17,06 11,56 16,89
C 18,60 18,60 18,56 18,56
D 8,63 8,63 9,79 9,79
E 7,04 8,80 7,45 10,21
92
Tabela 10: Valores para o Cw e Cvol nos exames de TC pediátricas do tórax
Tipo de exame Grandeza
dosimétrica
Hospital
A B C D E
Tórax
Cw (mGy) 25,93 11,44 18,57 9,40 7,35
Cvol (mGy) 25,93 11,44 18,57 9,40 7,35
Tabela 11: Valores para o Cw e Cvol nos exames de TC pediátricas do abdômen.
Tipo de exame Grandeza
dosimétrica
Hospital
A B C D E
Abdômen
Cw (mGy) 32,70 16,94 18,57 9,40 9,74
Cvol (mGy) 32,70 16,94 15,47 6,80 7,08
Os valores da Tab. 10 e 11 indicam que, para os exames de TC pediátricas do tórax, os
valores no hospital A estão, aproximadamente 68% maior em relação ao hospital C e
aproximadamente 127% em relação à instituição B, esta diferença é explicada pelo tempo de
rotação do tubo no hospital A ser aproximadamente o dobro e relação aos outros hospitais
como mostram as Tab. 5 e 6. Nos hospitais D e E, os aparelhos são multislice com 16 e 64
canais respectivamente, o PITCH são iguais e as correntes diferem entre si em 10 mA, porém
os resultados mostram um aumento de 27% para o Cw e 25% para o Cvol no hospital D em
relação ao E; esta diferença é decorrente do incremento da mesa ser aproximadamente quatro
vezes maior no hospital E, como indica as Tab. 5 e 6.
Na TC do tórax, o maior valor para o Cw e Cvol, foi encontrado no hospital A, 25,93
mGy e o menor valor de 5,34 mGy para o Cw e 7,53 para o Cvol para as TC do tórax foi
93
encontrado no hospital E; uma diferença de 386% para o Cw e 255% para o Cvol, que é
decorrente da limitação técnica do aparelho tomográfico em uso no hospital A, como ilustra a
Fig 31.
Figura 31: Gráfico comparativo entre os valores de Cw e Cvol nos exames de TC pediátricas do tórax.
Para as TC pediátricas do abdômen, os maiores valores obtidos para o Cvol e o Cw nas
medições em aparelhos single-slice, estão no hospital A e os menores no B, um acréscimo de
93% em relação à instituição B e 76% em relação à instituição C, como ilustra a Fig 32. Esta
diferença é decorrente do tempo de exposição ser maior no hospital A. Entre os aparelhos
multislice as diferenças nos valores para o Cw e Cvol regrediram para em relação às TC do
tórax cerca de 4% e 3,6 respectivamente entre os hospitais D e C, como ilustra a Tab. 11; em
parte ocasionado pelo uso de uma corrente igual a 150 mA no hospital E contra 100 mA no
hospital D.
Comparando as cinco instituições, o maior valor para as grandezas dosimétricas, Cw e
Cvol, para as TC pediátricas do abdômen foi obtida no hospital A e o menor valor no hospital
D, como ilustra a Fig. 32, uma diferença de 366% para o Cvol e 236% para o Cw. A grande
94
diferença entre as grandezas dosimétricas obtidas nos hospitais A e D, também se caracteriza
pela diferença nos recursos técnicos entre os aparelhos tomográficos.
Figura 32: Gráfico comparativo entre os valores de Cw e Cvol nos exames de TC pediátricas do
abdômen.
A Tab.12 traz os valores para o PKL,CT associado aos parâmetros técnicos para a
obtenção dos exames de TC pediátricas do tórax e do abdômen em cada uma das instituições.
95
Tabela 12: Valores para o PKL,CT nos exames de TC pediátricas do tórax e do abdômen
Nos aparelhos single-slice, o maior valor para o PKL,CT foi obtido no hospital A e o
menor valor no hospital B. O Cvol no hospital C para as TC do abdômen apresenta valor
menor que na instituição B, como mostra a Fig. 33; porém o PKL,CT em C é maior que em B,
este fato é explicado pela varedura adotada no hospital C ser de 30 cm e no hospital de 15
cm. Entre os tomógrafos multislice, hospitais D e E, os PKL,CT do abdômen apresentaram
valores próximos, já no PKL,CT do tórax, a diferença entre os hospitais foi de 27 %, os valores
superiores para o PKL,CT no hospital E está em parte associado a varredura adotada ser maior
que no hospital D, 20 cm para o tórax e 22 para o abdômen no hospital E contra 15 cm para o
tórax e 19 cm para o abdômen ho hospital D. Entre todas as instituições, o maior valor para o
PKL,CT do tórax e do abdômen está no hospital A, e o menor valor para o PKL,CT do tórax e do
abdômen está no hospital E e D respectivamente, a diferença encontrada foi de 379 % no
PKL,CT do abdômen e 434 % no PKL,CT do tórax, como ilustra Fig. 33. Os valores discrepantes
entre o menor e o maior valor no PKL,CT não está associado ao comprimento da varredura, e
sim ao valor do Cvol obtido no hospital A ser superior aos valores nas intituições D e E.
Hospital PKL,CT (mGy.cm)
Tórax Abdômen
A 570 719
B 240 263
C 371 464
D 136 149
E 106 155
96
Figura 33: Gráfico comparativo entre os valores do PK, L, CT nas TC pediátricas do tórax e do abdômen.
As doses efetivas normalizadas obtidas nas cincos instituições para as TC pediátricas do
tórax e do abdômen, estão na Tab. 13.
97
Tabela 13: Valores da dose efetiva normalizada, En, nos exames de TC pediátricas do tórax e do
abdômen.
Entre os tomógrafos single-slice, a En com menor valor para a TC do tórax está no
hospital A com 10,27 mSv e a menor no hospital B com 4,3 mSv, que corresponde a uma
diferença de 138%; nas TC do abdômen, o maior valor foi no hospital A com 14,39%%, o
menor valor obtido foi no hospital B com 5,26 mSv, uma diferença de 173%. Entre as
instituições com aparelho multislice, os valores para a En apresentam valores próximos; nas
TC tórax praticamente sem diferença considerável, e nas TC do abdômen a diferença foi de
20%. Sem fazer distinção entre o tipo de tecnologia, a maior dose efetiva normalizada está no
hospital A para TC do tórax e do abdômen, e o menor valor hospital D, a diferença nas TC do
tórax para a En foi de 470% e para as TC do abdômen de 452%, ilustrada na Fig. 34.
Hospital En (mSv)
Tórax Abdômen
A 10,27 14,39
B 4,3 5,26
C 6,68 9,28
D 2,45 2,99
E 1,92 3,11
98
Figura 34: Gráfico comparativo entre os valores para a Dose Efetiva Normalizada (En) nos exames de TC
pediátricas do tórax e do abdômen.
As recomendações da ICRP 87 (ICRP, 2000) para os níveis de referência em
radiodiagnóstico (NRD) em exames de tomográfica computadorizada pediátrica do tórax e do
abdômen assumem valores de 25 mGy e 30 mGy, respectivamente para o Cw. Dentre as cinco
instituições, o valor de 32,7 mGy para o Cw no hospital A das TC pediátricas do abdômen
representa a única situação acima do DLR da ICRP, as outras instituições os valores obtidos
para o Cw estão abaixo como mostra a Fig. 35.
99
Figura 35: Gráfico comparativo entre o NRD da ICRP 87 (2000) e os valores do Cw obtido para os
exames de TC pediátricas do tórax e do abdômen.
Outros países realizaram estudos semelhantes, por exemplo, à Alemanha entre os anos
de 2005 e 2000 (GALANSKI, NAGE e STAMM, 2007), Bélgica entre 2007 e 2009 (BULS et
al. 2010), Suíça no ano de 2008 (VERDUM et al. 2010) e o Reino Unido no ano de
2003(SCHRIMPTON, LEWIS e DUNN, 2005). O estudo comparativo entre os estudos
citados e os resultados obtidos para o Cvol nas TC pediátricas do abdômen e do tórax nas cinco
instituições, está expresso na Fig. 36.
Os valores de Cvol para tórax e abdômen foram, respectivamente, 8,5 e 13 mGy, na
Alemanha, 9,3 e 11 mGy na Bélgica, de 10 e 13 mGy na Suíça e 20 e 30 mGy no Reino
Unido. No hospital A, os valores para o Cvol nas TC do tórax e do abdômen estão acima dos
valores da Alemanha, Suíça e Bélgica, porém próximo dos valores do Reino Unido; os
hospitais B e C estão com valores acima da Alemanha, Suíça e Bélgica, porém abaixo do
Reino Unido; já os hospitais D e C os resultados obtidos estão abaixo de todos os estudos
internacionais citados, como ilustra a Fig. 36.
100
Figura 36: Gráfico comparativo entre o Cvol obtido para as TC pediátricas do abdômen com estudos
realizados em outras partes do mundo.
A American Association of Physcists in Medicine (AAPM,1996) recomenda uma dose
efetiva para exames de tomografia computadorizada pediátrica do tórax e do abdômen com
valores entre 5 e 7 mSv para ambos os casos. Autores como REIMAN (2006) e CHAPLE,
WILLIS e FRANE (2001) citam valores para a dose efetiva em exames de TC pediátrica do
tórax com valores de 3 e 5,94 mSv, e nas TC do abdômen com valores de 5,32 e 5 mSv
respectivamente. Comparando os resultados obtidos com os valores citados no parágrafo
anterior, a dose En no hospital A, B e C apresentam valores acima; nos hospitais D e E os
valores foram inferiores, como ilustra a Fig 37. Os valores para a En em um exame de TC
pediátrica do tórax e do abdômen nos hospitais D ou E equivalem a aproximadamente a
proporções entre três e duas vezes maiores que os valores publicados REIMAN, (2006) E
CHAPLE, WILLIS e FRANE, (2001); AAPM, (1996), entretanto no hospital A, onde a doses
En apresentaram o maior valor, a situação encontrada é inversa um exame tomográfico do
tórax ou abdômen equivale a uma dose efetiva normalizada aproximadamente três vezes
maior que os valores no hospital E.
101
Figura 37: Gráfico comparativo para os valores da Dose Efetiva Normalizada (En) nas TC pediátricas do
tórax e do abdômen com estudos de outros autores e o recomendado pela AAPM 96 (2008).
5.1.2. Filmes radiocrômicos
Os parâmetros de operação do equipamento de raios –X obtidos para a irradiação dos
filmes, no Laboratório de Calibração de Dosímetros, em termos de PKL e gerar a curva de
calibração, o encontram-se na Tab.14.
Tabela 14: Parâmetros obtidos para a calibração dos filmes radiocrômicos e faixa de kerma no ar.
Tensão (kV) Corrente (mA) Tempo de exposição (s) Indicação no eletrômetro (mGy)
120 15,5 1,7 1,374
120 15,5 3,5 2,607
120 15,5 7,5 5,370
120 15,5 15 10,670
102
120 15,5 30 21,220
As Fig. 38 à 42 ilustram o comportamento ótico do filme ao longo do eixo longitudinal,
após a irradiação na radiação de referência RQT9.
Figura 38: Resposta do filme radiocrômico em tons de cinza, na radiação de referência RQT9, com 1,374
mGy.cm.
Figura 39: Resposta do filme radiocrômico em tons de cinza, na radiação de referência RQT9, com 2,607
mGy.cm.
103
Figura 40: Resposta do filme radiocrômico em tons de cinza, na radiação de referência RQT9, com 5,370
mGy.cm.
Figura 41: Resposta do filme radiocrômico em tons de cinza, na radiação de referência RQT9, com
10,670 mGy.cm.
104
Figura 42: Resposta do filme radiocrômico em tons de cinza, na radiação de referência RQT9, com 21,22
mGy.cm.
A curva de calibração, Fig. 43, foi gerada para o lote de filmes radiocrômicos,
permitindo relacionar os valores de cinza com as leituras obtidas com a câmara de ionização
em mGy; feito o ajuste polinomial de 4º ordem obteve-se a Eq. 46, onde o X é o valor da
integral ao longo do eixo longitudinal do filme irradiado dentro do objeto simulador.
105
0 1 2 3 4 5 6 7 8 9
0
5
10
15
20
Le
itu
ra c
om
a c
âm
ara
de
io
niz
açã
o (
mG
y)
Valor de cinza
Figura 43: Curva de calibração para o lote de filmes radiocrômicos calibrados no LCD do CDTN.
(46)
O gráfico da curva de calibração, Fig. 43, apresentou um comportamento não
homogênio, antes do ponto para valor valor de cinza igual ou aproximadamente a 2,5 o
comportamento observado é quase linear, após este valor ocorre uma inclinação
descaracterizando a curva.
Os filmes radiocrômicos, inseridos no simulador pediátrico, foram usados para a
dosimetria dos tomógrafos de três das cinco instituições, no hospital B, C e D, como mostra a
Tab. 15.
106
Tabela 15: Relação das instituições onde foram testado os filmes radiocrômicos.
INSTITUIÇÃO MODELO
B GE CT/e Single Slice
C Toshiba Asteion Single Slice
D GE Brightssped Multislice com 16 canais
As Fig. 44, 45 e 47 mostram o gráfico da área irradiada do filme radiocrômico colocado
na posição norte do objeto simulador nos hospitais B, C e D respectivamente, com os
parâmetros técnicos para a obtenção de exames de TC pediátricas do tórax.
Figura 44: Comportamento ótico do filme radiocrômico irradiado dentro do objeto simulador no hospital
B, com os parâmetros técnicos para exames de TC pediátricas do tórax.
0,15
0,20
0,25
0,30
0,35
0,40
0,45
0,50
0,0 0,1 0,2 0,3 0,4 0,5
Hospital B
Posição norte do objeto simulador
Eixo longitudinal do filme
Va
lor
de
cin
za
107
Figura 45: Comportamento ótico do filme radiocrômico irradiado dentro do objeto simulador no hospital
C, com os parâmetros técnicos para exames TC pediátricas do tórax.
1,0 1,5 2,0 2,5 3,0
0,40
0,45
0,50
0,55
0,60
0,65
Hospital D
Posição norte do objeto simulador
Va
lor
de
cin
za
Eixo longitudinal do filme
Figura 46: Comportamento ótico do filme radiocrômico irradiado dentro do objeto simulador no hospital
D, com os parâmetros técnicos para exames de exames de TC pediátricas do tórax.
0,0 0,1 0,2 0,3 0,4 0,5
0,15
0,20
0,25
0,30
0,35
0,40
0,45
0,50
0,55
0,60
Hospital C
Posição norte do objeto simulador
Va
lor
de
cin
za
Eixo longitudinal do filme
108
Os valores das integrais, referentes aos hospitais B, C e D, cada uma dada pela área
abaixo da curva obtida com os filmes radiocrômicos irradiados em cada posição do objeto
simulador, com os parâmetros de exposição para a obtenção de exames de TC pediátricas do
tórax e do abdômen nos hospitais, encontran-se nas Tab. 16.
Tabela 16: Valores da integral da área da resposta do filme radiocrômico, em cada posição no objeto
simulador, com os parâmetros para exames de TC pediátricas do tórax.
Hospital
Integral da área da resposta do filme radiocrômico
Centro Norte Leste Sul Oeste
B 0,153 0,191 0,136 0,150 0,121
C 0,220 0,279 0,200 0,210 0,250
D 0,178 0,300 0,252 0,222 0,280
Os valores apresentados na Tab. 16 ficaram com valores entre 0 e 1, antes do ponto de
inclinação da curva de calibração, Fig. 43, logo a associação do valor da integral com as
prováveis leituras no eletrômetro foi obtida pela Eq. 46, e dispostos na Tab 17.
109
Tabela 17: Valores obtidos com a curva de calibração dos filmes radiocrômicos nas três instituições com os
parâmetro para exames de TC pediátricas do tórax e do abdômen.
No hospital B, os valores das grandezas dosimétricas Cw, Cvol, PKL,CT e En,
determinadas a partir das medidas com o filme radiocrômico, foram, respectivamente, 12,4
mGy, 12,4 mGy, 261 mGy.cm e 4,7 mSv, para os protocolos de exame de tórax. Para exames
de abdômen, os respectivos valores foram 16,8 mGy, 16,8 mGy, 252 mgy.cm e 5,0 mSv. As
Tab. 18 e 19 trazem o comparativo entre os valores obtidos experimentalmente com a câmara
de ionização no hopsital B, com os resultados obtidos no hospital B com os filmes
radiocômicos.
Posição do filme
Valor obtido com a equação nos Hospitais (mGy)
B C D
Tórax
1,25
Abdômen Tórax Abdômen Tórax
1,63
Abdômen
1,63 Centro 1,68 1,58 1,58
Norte 1,46 1,98 1,94 1,94 2,06 2,06
Sul 1,29 1,59 1,57 1,57 1,90 1,90
Leste 1,07 1,51 1,51 1,51 1,80 1,80
Oeste 1,16 1,68 1,79 1,79 1,95 1,95
110
Tabela 18: Comparativo entre os valores das grandezas dosimétricas obtidas com a câmara de ionização e
com os filmes radiocrômicos, no hospital B para exames de TC pediátricas do tórax.
Tabela 19: Comparativo entre os valores das grandezas dosimétricas obtidas com a câmara de ionização e
com os filmes radiocrômicos, no hospital B para exames de TC pediátricas do abdômen .
Grandeza Dosimétrica
Exames de TC pediátrica do tórax
Câmara de Ionização Filmes Radiocrômicos Diferença nos valores
obtidos entre as técnicas
Cw (mGy) 11,44 12,43 9 %
Cvol (mGy) 1,44 12,43 9 %
Pk,L,CT (mGy.cm) 240,25 261,03 9 %
En (mSv) 4,32 4,70 9 %
Grandeza Dosimétrica
Exames de TC pediátrica do abdômen
Câmara de Ionização Filmes Radiocrômicos Diferença nos valores
obtidos entre as técnicas
Cw (mGy) 16,94 16,81 0,8 %
Cvol (mGy) 16,94 16,81 0,8 %
PKL,CT (mGy.cm) 263,13 252,15 4 %
En (mSv) 5,26 5,04 4%
111
As grandezas dosimétricas e a dose efetiva normalizada obtidas com os filmes
radiocrômicos variaram em aproximadamente 9 % em relação aos valores obtidos com a
câmara de ionzação para a obtenção de exames de TC pediátricos do tórax, sendo de ± 8 %
a incertza na calibração dos filmes radicodrômicos como mostra a Tab. 43 o valor esta
dentro do limite aceitável; para a obtenção de exames de TC pediátricas do abdômen a
variação no Cw e no Cvol foi de 0,8% , e no PKL,CT e na dose efetiva normalizada de 4% em
relação aos valores obtidos experimentalmente, estando abaixo do valor da incerteza na
calibração dos filmes radiocrômicos Tab. 43 de ± 6 %. Logo os resultados obtidos no hospital
com os filmes radicrômicos coincidem com os obtidos experimentalmente com a câmara de
ionização.
As Tab 20 21 e 22 mostram o comparativo entre os valores obtidos com a câmara de
ionização no hospital C e os valores obtidos com os filmes radiocrômicos.
Tabela 20: Comparativo entre os valores das grandezas dosimétricas obtidas com a câmara de ionização e
com os filmes radiocrômicos, no hospital C para exames de TC pediátricas do tórax.
Grandeza
Dosimétrica
Exames de TC pediátrica do tórax
Câmara de Ionização Filmes Radiocrômicos Diferença nos valores obtidos
entre as técnicas
Cw (mGy) 18,57 16,57 11 %
Cvol (mGy) 15,47 13,80 11 %
PKL,CT (mGy.cm) 371,51 331,2 11 %
En (mSv) 6,68 5,96 11 %
112
Tabela 21: Comparativo entre os valores das grandezas dosimétricas obtidas com a câmara de ionização e
com os filmes radiocrômicos, no hospital B para exames de TC pediátricas do abdômen.
A diferença entre os valores obtidos experimentalmente e com os filmes
radiocrômicos para as grandezas dosimétricas e a dose efetiva normalizada, apresentou uma
variação de 11% em todas as situções na obtenção de exames de TC pediátricas do tórax e do
abdômen no hospital C, todavia o valor é aceitável, mesmo estando acima do valor da
incerteza de calibração dosfilmes radiocrômicos de ± 6 %.
A Tab.22 e 23 trazem o comparativo entre os valores obtidos experimentalmente com
a câmara de ionização com os valores obtidos com os filmes radiocrômicos no hospital D.
Grandeza
Dosimétrica
Exames de TC pediátrica do abdômen
Câmara de Ionização Filmes Radiocrômicos Diferença nos valores
obtidos entre as técnicas
Cw (mGy) 18,57 16,57 11 %
Cvol (mGy) 15,47 13,80 11 %
PKL,CT (mGy.cm) 371,51 331,2 11 %
En (mSv) 6,68 5,96 11 %
113
Tabela 22: Comparativo entre os valores das grandezas dosimétricas obtidas com a câmara de
ionização e com os filmes radiocrômicos, no hospital B para exames de TC pediátricas do tórax.
Tabela 23: Comparativo entre os valores das grandezas dosimétricas obtidas com a câmara de ionização e
com os filmes radiocrômicos, no hospital B para exames de TC pediátricas do abdômen.
Grandeza
Dosimétrica
Exames de TC pediátrica do tórax
Câmara de Ionização Filmes Radiocrômicos Diferença nos valores
obtidos entre as técnicas
Cw (mGy) 9,40 9,12 3 %
Cvol (mGy) l 6,80 6,63 2,5 %
PKL,CT (mGy.cm) 149,90 150,26 0,2 %
En (mSv) 2,99 3,00 0,3 %
Grandeza
Dosimétrica
Exames de TC pediátrica do abdômen
Câmara de Ionização Filmes Radiocrômicos Diferença nos valores
obtidos entre as técnicas
Cw (mGy) 9,40 9,12 3 %
Cvol (mGy) l 6,80 6,63 2,5 %
PKL,CT (mGy.cm) 149,90 150,26 0,2 %
En (mSv) 2,99 3,00 0,3 %
114
A diferença encontrada no Cw foi de 3 % e no Cvol de 2,5 % entre os resultados
obtidos experimentalmente e com os filmes radiocrômicos, para a obtenção de exames de TC
pediátricas do tórax e abdômen respectivamente, no Pk,L,CT do tórax e do abdômen a diferença
foi de 0,4 % e 0,2 % respectivamente, e na dose efetiva normalizada a diferença no valor
obtido na obtenção das TC pediátricas do tórax e do abdômen foram de 0,4 % e 0,3 %
respectivamente. A diferença nos valores obtido entre as técnicas foi menor que ± 8 %,
mostrando a boa resposta dos filmes para a obtenção das grandezas dosimétricas no hospital
D.
Usando os filmes radiocrômicos como instrumento comparativo com o DLR da ICRP
(ICRP,87), os hospitais continuariam abaixo do valores recomendado, de 25 mGy para a
obtenção das TC pediátricas do tórax e de 30 mGy para os exames de abdômen, evidenciando
que a diferença encontrada nos valores para as grandezas dosimétricas entre as técnicas
mostrou não ser significativa, como ilustra a Fig. 47.
Figura 47: Valores para o Cw obtidos com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos em
comparação com o DLR recomendado pela ICRP 87 (2000).
115
5.1.3. CT-EXPO 1.7.1
Consultando os fabricantes e modelos de tomógrafos no CT-EXPO, constatou-se que o
modelo do aparelho tomográfico usado no hospital E, não consta no banco de dados, portanto
seu uso ocorreu somente nas outras instituições, como ilustra a Tab. 24.
Tabela 24: Relação dos hospitais nas quais foi usado o CT-EXPO.
Hospitais MODELO
A Toshiba Auket Single Slice
B GE CT/e Single Slice
C Toshiba Asteion Single Slice
D GE Brightssped Multislice com 16 canais
No hospital A para a obtenção de exames de TC pediátricos do tórax o Cw e o Cvol
obtidos foram de 27,5 mGy, o PKL,CT de 659 mGy.cm e a dose efetiva de 14,4 mSv, para a
obtenção das TC pediátricas do abdômen o Cw e o Cvol obtidos foram de 30,2 mGy, o PKL,CT
de 725 mGy.cm e a dose efetiva de 15,8 mSv. Os resultados obtidos no hospital A foram
comparados com os resultados obtidos experimentalmente com a câmara de ionização, como
ilustra a Tab. 25.
116
Tabela 25: Comparativo entre os valores obtidos com o CT-EXPO 1.7.1 com os valores experimentais
obtidos com a câmara de ionização no hospital A.
Tipo de exame Grandeza dosimétrica Câmara de
ionização
CT-Expo 1.7.1 Diferença nos valores
obtidos entre as técnicas
TC pediátrica do
tórax
Cw (mGy) 27,5 25,93 6 %
Cvol (mGy) 27,5 25,93 6 %
PKL,CT (mGy.cm) 659 570,57 15 %
* Dose efetiva (mSv) 14,4 10,27 40 %
TC pediátrica do
abdômen
Cw (mGy) 30,2 32,70 8 %
Cvol (mGy) 30,2 32,79 8 %
PKL,CT (mGy.cm) 725 719,50 0,7 %
*Dose efetiva (mSv) 15,8 14,39 10 %
* Não esta descriminado o tipo de dose pois o CT-Expo fornece a dose efetiva e o obtido com a câmara
de ionização é a dose efetiva normalizada.
A variação no Cw e no Cvol em relação aos valores apresentados com a câmara de
ionização foi de 6 % e 8 % respectivamente; no PKL,CT a variação encontrada foi de 15 % e
10 % para a obtenção das TC pediátricas do tórax e do abdômen respectivamente; a variação
observada na dose efetiva fornecida pelo programa em relação aos valores para a dose efetiva
normalizada com a câmara de ionização foi de 40 % para a obtenção das TC pediátricas do
tórax e 10 % na obtenção das TC do abdômen.
No hospital B o Cw e o Cvol para a obtenção de exames das TC pediátricas do tórax e do
abdômen apresentam o valore de 12,43 mGy, o PKL,CT de 460 mGy.cm e 252 mGy.cm e a
dose efetiva de 9,1 mSv e 5,4 mSv para a obtenção de exames de TC pediátricas do tórax e do
abdômen. O comparativo com os valores obtidos experimentalmente com a câmara de
ionização e com os filmes radiocrômicos, encontram-se na Tab. 26.
117
Tabela 26: Comparativo entre os valores obtidos com o CT-EXPO 1.7.1 com os valores experimentais
obtidos com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos no hospital B.
Tipo de exame Grandeza dosimétrica Câmara de
ionização
Filmes
radiocrômicos CT-EXPO
Diferença nos valores
obtidos com as outras
técnicas em relação ao
CT-EXPO:
Câmara Filmes
TC pediátrica do
tórax
Cw (mGy) 11,44 12,43 20 43 % 38 %
Cvol (mGy) 11,44 12,43 20 43 % 38 %
PKL,CT (mGy.cm) 240,25 261,03 460 48 % 43 %
*Dose efetiva (mSv) 4,32 4,70 9,1 52 % 48 %
TC pediátrica do
abdômen
Cw (mGy) 16,94 16,81 15,4 10 % 9 %
Cvol (mGy) 16,94 16,81 15,4 10% 9 %
PKL,CT (mGy.cm) 263,13 252,15 262 0,4 % 4 %
*Dose efetiva (mSv) 5,26 5,04 5,4 2,6 % 7 %
* Não esta descriminado o tipo de dose pois o CT-EXPO fornece a dose efetiva e o obtido com a câmara
de ionização e com os filmes radiocrômicos é a dose efetiva normalizada.
Os resultados obtidos com o CT-EXPO no hospital B, para o Cw e Cvol variam
aproximadamente em 40%, em relação aos resultados obtidos com a câmara de ionização, e
10%, em relação aos resultados obtidos com os filmes radiocrômicos, para a obtenção dos
exames de TC pediátricas do tórax e do abdômen respectivamente; o PKL,CT apresentou
variação de 48 % em relação aos resultados com a câmara de ionização e 43 % em relação
aos filmes radiocrômicos na obtenção das TC pediátricas do tórax e 0,4 % e 4 % em relação
aos resultados obtidos com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos
respectivamente, para a obtenção de exames de TC pediátricas do abdômen; a variação
118
apresentada na dose efetiva em relação aos resultados obtidos com a câmara de ionização e
com os filmes radiocrômicos para a dose efetiva normalizada na obtenção de exames de TC
pediátricas do tórax respectivamente de 48 % e 43 % para a obtenção das TC pediátricas do
tórax, e de 2,6 % e 7 % em relação aos valores obtidos com a câmara de ionização e com os
filmes radiocrômicos, respectivamente, para a obtenção de exames tomográficos pediátricos
do abdômen.
No hospital C, o valor para o Cw e o Cvol obtido foi 17, 6 mGy, para a obtenção das TC
pediátricas do tórax e do abdômen, o PKL,CT de 386 mGy.cm e 474 mGy.cm e a dose efetiva
de 9,3 mSv e 11 mSv para a obtenção de exames de TC pediátricas do tórax e do abdômen
respectivamente. A Tab. 27 traz os valores obtidos com a câmara de ionização, os filmes
radiocrômicos e com o CT-EXPO no hospital C.
119
Tabela 27: Comparativo entre os valores obtidos com o CT-EXPO 1.7.1 com os valores experimentais
obtidos com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos no hospital C.
Tipo de exame Grandeza dosimétrica Câmara de
ionização
Filmes
radiocrômicos CT-Expo
Diferença nos valores
obtidos com as outras
técnicas em relação ao
CT-EXPO:
Câmara Filmes
TC pediátrica do
tórax
Cw (mGy) 18,57 16,57 17,6 5,5 % 6 %
Cvol (mGy) 15,47 13,80 17,6 12 % 21 %
PKL,CT (mGy.cm) 371,51 331,2 386 3 % 14 %
*Dose efetiva (mSv) 6,68 5,96 9,3 28 % 35 %
TC pediátrica do
abdômen
Cw (mGy) 18,57 16,57 17,6 5,5 % 6 %
Cvol (mGy) 15,47 13,80 17,6 12 % 21 %
PKL,CT (mGy.cm) 464,39 414 474 2 % 12 %
*Dose efetiva (mSv) 9,28 8,28 11 15 % 25 %
* Não esta descriminado o tipo de dose pois o CT-Expo fornece a dose efetiva e o obtido com a câmara
de ionização e com os filmes radiocrômicos é a dose efetiva normalizada.
A variação nos resultados obtidos com o CT-EXPO no hospital C para o Cw e Cvol em
relação aos resultados obtidos com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos foi
de aproximadamente 6 % para a obtenção das TC pediátricas do tórax e entre de 12 % em
relação os resultados com a câmara de ionização e de 21 % em relação aos valores obtidos
com os filmes radiocrômicos; nos valores PKL,CT para a obtenção da TC pediátricas do tórax
e do abdômen a variação foi de aproximadamente de 2 % e 3 % em relação aos resultados
com a câmara de ionização e de aproximadamente 14 % e 12 % em relação aos resultados
obtidos com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos respectivamente; a dose
120
efetiva obtida com o CT –EXPO pra a realização das TC pediátricas do tórax variou 28 % e
35 % em relação aos resultados obtidos para a dose efetiva normalizada com a câmara de
ionização e com os filmes radiocrômicos respectivamente, e em 15 % e 25 % para a obtenção
das TC pediátricas do abdômen em relação aos resultados com a câmara de ionização e com
os filmes radiocrômicos respectivamente.
No hospital D com o CT-EXPO os valores obtido para o Cw foi de 10 mGy e para o
Cvol de 6,8 mGy para a obtenção das TC pediátricas do tórax e do abdômen; o PKL,CT foi de
165 mGy.cm para exames tomográficos pediátricos do tórax e de 179 mGy.cm para obtenção
das TC pediátricas do abdômen; a dose efetiva normalizada obtida com o CT-EXPO para a
obtenção de exames pediátricos do tórax e do abdômen foi de 3,3 mSv e 3,6 mSv
respectivamente. O comparativo com os valores obtidos com a câmara de ionização e com os
filmes radiocrômicos no hospital D esta na Tab. 28.
121
Tabela 28: Comparativo entre os valores obtidos com o CT-EXPO 1.7.1 com os valores experimentais obtidos
com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos no hospital D.
Tipo de exame Grandeza dosimétrica Câmara de
ionização
Filmes
radiocrômicos CT-Expo
Diferença nos valores
obtidos com as outras
técnicas em relação ao
CT-EXPO
Câmara Filmes
TC pediátrica do
tórax
Cw (mGy) 9,40 9,12 10 6 % 9 %
Cvol (mGy) 6,80 6,63 6,8 0 % 2,5 %
PKL,CT (mGy.cm) 136,00 136,60 165 17 % 17 %
*Dose efetiva (mSv) 2,45 2,46 3,3 25 % 25 %
TC pediátrica do
abdômen
Cw (mGy) 9,40 9,12 10 6 % 9 %
Cvol (mGy) 6,80 6,63 6,8 0 % 2,5 %
PKL,CT (mGy.cm) 149,90 150,26 179 17 % 17 %
*Dose efetiva (mSv) 2,99 3,00 3,6 17 % 17 %
* Não esta descriminado o tipo de dose pois o CT-Expo fornece a dose efetiva e o obtido com a câmara
de ionização e com os filmes radiocrômicos é a dose efetiva normalizada.
A variação dos resultados obtidos com o CT-EXPO em relação aos valores obtidos
com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos foi de 6 % e 9 % para o Cw e Cvol
respectivamente, para a obtenção de exames tomográficos pediátricos do tórax e do abdômen;
a variação do PKL,CT em relação as outras duas técnicas foi de 17 % para a obtenção de
exames de TC pediátricos do tórax e do abdômen; a variação da dose efetiva em relação a
dose efetiva normalizada obtida com a câmara de ionização e o com os filmes radiocrômicos
foi de 0 % e 2,5 % respectivamente para a obtenção de exames de TC pediátricas do tórax, e
de 17 % para ambas as técnicas para a obtenção de exames tomográficos do abdômen.
122
Os resultados obtidos com o CT-EXPO 1.7.1 apresentaram grande variação em
relação aos valores obtidos com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos nos
valores da dose efetiva em relação a dose efetiva normalizada. Esta diferença pode ser
atribuída ao modo adotado pelo programa para a obtenção da dose efetiva (E)
Para obter a dose efetiva o programa considera para o cálculo o PKL,CT dividido por
um fator o P H/B , multiplicado por um pelo fator o KCT(B) ambos característicos do aparelho
tomográfico em uso, como mostra a Eq. 47, enquanto a dose efetiva normalizada é o produto
do PKL,CT por um fator K.
Nas outras grandezas houve coerência nos resultados, exceto no hospital B onde para
os exames tomográficos pediátricos do tórax, há variação nos resultados obtidos para as
grandezas dosimétricas com o CT-EXPO diferem em média aproximadamente 47 % em
relação aos resultados obtidos com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos. Até
o presente momento não há explicação para este fato isolado.
5.2. Otimização
O processo de otimização dos parâmetros técnicos de exposição foi aplicado apenas no
hospital E, para exames tomográficos pediátricos do abdômen. Foi sugerido novos valores
para a corrente do tubo (mA) e para a tensão aplicada ao tubo (kV), mantendo os outros
parâmetros constantes, como ilustra a Tab. 29, e as grandezas dosimétricas estão descritas na
Tab. 30 e sua comparação com os valores obtidos com o protocolo original.
(47)
123
Tabela 29: Protocolos sugeridos com variações para o mA e kV para exames de TC pediátricas do
abdômen no hospital E.
Parâmetros
técnicos
Protocolo
original
Protocolos sugerido
(A)
110 mA
(B)
130 mA
(C)
170 mA
(D)
190 mA
(E)
100 kV
(F)
80 kV
Tensão (kV) 120 120 120 120 120 100 80
Corrente (mA) 150 110 130 170 190 150 150
Tempo (s) 1 1 1 1 1 1 1
Espessura do
corte (mm) 64 x 0,625 64 x 0,625 64 x 0,625 64 x 0,625 64 x 0,625 64 x 0,625 64 x 0,625
Incremento
(mm) 55 55 55 55 55 55 55
PITCH 1,375:1 1,375:1 1,375:1 1,375:1 1,375:1 1,375:1 1,375:1
Varredura
(cm) 22 22 22 22 22 22 22
124
Tabela 30: Valores comparativos entre as grandezas dosimétricas obtidas com o protocolo original e com
os protocolos sugeridos.
Grandezas
Dosimétricas
Protocolo
Original
(A)
110 mA
(B)
130 mA
(C)
170 mA
(D)
190 mA
(E)
100 kV
(F)
80 kV
Cw (mGy) 9,74 7,89 9,44 12,65 13,47 6,28 3,37
Cvol (mGy) 7,08 5,74 6,87 9,20 9,80 4,57 2,45
PKL,CT
(mGy.cm) 155,94 126,31 151,08 202,48 215.53 100,62 54,01
Dose En (mSv) 3,11 2,5 3 4 4,3 2 1,1
Reduzindo o mA para 110 e mantendo os outros parâmetros constantes, o Cw e o Cvol
obitidos foram de 7,89 mGy e 5,74 mGy respectivamente, o Pk,L,CT de 126,31 mGy.cm e a
dose En de 2,5 mSv; adotando uma mA igual a 130 o Cw e o Cvol apresetaram valores de
9,44 mGy e 6,87 mGy respectivamente, o PKL,CT de 151,08 mGy.cm e a dose En de 3 mSv;
com um mA de 170 o Cw e o Cvol obtidos foram de 12,65 mGy e 9,2 mGy respectivamente,
o Pk,L,CT de 202,48 mGy.cm e a dose En de 4 mSv; adotando um mA de 190 o Cw e o Cvol
obtidos foram de 13,47 mGy e 9,80 mGy respectivamente, o PKL,CT de 215,53 mGy.cm e dose
En de 4,3 mSv. Com a tensão aplicada ao tubo de 100 kV e mantendo os outros parâmetros do
protocolo original inalterados, o Cw e o Cvol apresentam valores de 6,28 mGy e 4,57 mGy
respectivamente, o PKL,CT de 100,62 mGy.cm e a dose En de 2 mSv; com uma tensão de 80
kV os valores de Cw e Cvol passam a ser de 3,37 mGy e 2,45 mGy respectivamente, o PKL,CT
de 54,01 mGy.cm e a dose En de 1,1 mSv.
Analisando somente os protocolos onde houve variação na corrente (protocolos
sugeridos: A, B, C e E) quando adotado o protocolo A, o qual sugere uma corrente de
ionização de 110 mA a redução nos mensurandos foi de aproximadamente 23 %, em
contrapartida com o protocolo D que sugere adotar uma corrente de ionização de 190 mA os
125
mensurados apresentaram um aumento de aproximadamente 28 %. A Fig. 48 mostra o
comportamento do Cw em função da corrente, o comportamento dos pontos sugere que
quanto maior o valor da corrente aplicada ao tubo, maior o valor do Cw.
100 120 140 160 180 200
7
8
9
10
11
12
13
14
Cw
(m
Gy)
Corrente do tubo (mA)
Figura 48: Comportamento nos valores do Cw em função da corrente aplicada ao tubo nos procedimentos
para a obtenção das TC pediátricas do abdômen.
Extrapolando os dados da Fig. 48, para obter um Cw de 4,87 mGy, que representa uma
redução em aproximadamente 50 % no valor do Cw obtido com os parâmetros técnicos do
protocolo original para as TC pediátricas do abdômen, é necessário adotar uma corrente de
ionização de aproximadamente 71 mA, como mostra a Fig. 49. Oportunamente nova ênfase
será dada aos pontos extrapolados, relatando a utilidade no conhecimento dos valores.
126
60 75 90 105 120 135 150 165 180 195
4
6
8
10
12
14
Cw 4,87 mGy
Corrente de ionização 71 mA
Cw
(m
Gy)
Corrente do tubo (mA)
Figura 49: Extrapolação dos valores referentes a variação do Cw em função da corrente.
Analisando os resultados obtidos onde adotou-se variação na tensão (protocolos
sugeridos D e E), com o protocolo sugerido E, que indica uma tensão aplicada ao tubo de 100
kV para a obtenção de exames de TC pediátricas do abdômen, a redução em relação aos
valores mensurados com os parâmetros originais foi de aproximadamente 55 %; com a tensão
sugerida no protocolo F de 80 kV a redução nos valores das grandezas dosimétricas e na dose
efetiva normalizada, em relação aos valores obtidos com os parâmetros técnicos de exposição
do protocolo original foi de aproximadamente 190 %.
Como mostra a Fig.49 para conseguir uma diminuição em aproximadamente 50 %
nos valores das grandezas dosimétricas e na dose efetiva normalizada, é preciso reduzir a
corrente de ionização em 111 % ou seja 71 mA, porém reduzindo em 20 % a tensão aplicada
ao tubo ou seja adotar 100 kV o Cw será de 4,57 mGy valor muito próximo aos 4,87 mGy
obtido com 71 mA
127
5.2.1. Análise e julgamento da qualidade diagnóstica das imagens obtidas no processo de
otimização
5.2.2Distribuição Normal
Analisando as HU das ROI da imagem obtida com o objeto simulador, adotando os
parâmetros técnicos de exposição do protocolo original (150 mA e 120 kV) para a obtenção
de exames de TC pediátricas do abdômen, como mostra a Fig. 50. Na ROI da direita os pixels
apresentam valor no intervalo de ± 5,7 HU, na ROI da esquerda no intervalo de ± 5,9 HU,
na ROI do norte no intervalo de ± 5,42 HU, na ROI do sul no intervalo de ± 7,17 HU e no
centro no intervalo de ± 1,0 HU.
Figura 50: Imagem obtida com o protocolo original e o intervalo de confiança para cada ROI.
A figuFig.51 mostra as imagens obtidas com os parâmetros técnicos de exposição dos
protocolos sugeridos.
Figura 51: Imagens obtidas com os parâmetros otimizados.
128
Tomando como comparativo os intervalos de confiança do melhor e do pior resultado na
imagem obtida com o protocolo original as ROI do sul (± 7,2 HU) e do centro (± 1 HU)
respectivamente. Com 110 mA e 120 kV no sul o intervalo de confiança foi de ± 6,1 HU e no
centro de ± 1,19 HU uma melhora de 25 % na ROI do sul 15 % na ROI do centro; com 130
mA e 120 kV na ROI do sul o intervalo de confiança é de ± 6,15 HU e no centro de ± 1 HU
uma melhora de 15 % na região sul e na ROI central sem modificações no intervalo; com 150
mA e 100 kV na ROI do sul o intervalo é de ± 5,2 HU e no centro de ± 0,7 HU uma melhora
de 36 % na ROI do sul e 42 % na ROI do centro; com 170 mA e 120 kV no sul o intervalo de
confiança é de ± 5,38 HU e no centro de ± 0,4 HU na ROI do sul os resultados melhoraram 31
% e no centro em 150 %; adotando 150 mA e 80 kV na ROI do sul o intervalo de confiança é
de ± 4,5 HU e no centro de ± 0,1 HU melhorando em 58 % os resultados na ROI do sul e em
900 % os resultados na ROI do centro; com 190 mA e 120 kV o intervalo de confiança da
ROI do sul é de ± 6,2 HU e no centro de ± 0,3 HU uma melhora de 14 % nos resultados da
ROI do sul e 233 % na ROI do centro. Na Fig. 52 estão os intervalos de confiança das
imagens correspondentes as outras ROI.
Figura 52: Intervalos de confiança das ROI para as imagens otimizadas.
129
A Tab. 31 traz a probabilidade associada ao desvio padrão e média aritmética,
apresentados na Fig. 52, em encontrar pixels com 0 HU nas ROI da imagem obtida com os
parâmetros técnicos de exposição do protocolo original e com os protocolos sugeridos.
Tabela 31: Probabilidades de cada ROI apresentar pixels com valor de 0 HU, para imagens obtidas com
os parâmetros técnicos de exposição do protocolo original e otimizados para a obtenção das TC pediátricas do
abdômen.
Protocolo
ROI
Original
150 mA
A
110 mA
B
130 mA
C
170 mA
D
190 mA
E
100 kV
F
80 kV
Direita -13 % - 14,01% - 13,57% - 6,43% - 10,93% - 17,88% - 35,57%
Esquerda -12 % - 18,14% - 7,64% - 9,34% - 7,35% - 16,60% - 33,72%
Norte - 10 % - 10,93% - 11,51% - 13,35% - 7,93% - 10,56% - 23,89%
Sul - 7 % - 13,57% - 11,70% - 14,01% - 8,38% - 20,90% - 29,12%
Centro - 42 % - 42,07% - 42,07% - 43,25% - 45,62% - 44,83% - 48,40%
Média -17% -20% -17% -17% -16% -16% -34%
Dos 1296 pixels analisados na imagem obtida com o protocolo original na ROI do
centro a existe a probabilidade de 43 % dos valores estarem abaixo de 0 HU, ou seja a
confiabilidade no resultado para este região é de aproximadamente 50 %, em contrapartida na
ROI da região sul apenas 7 % podem estar abaixo de 0 HU representando uma confiabilidade
no resultado de 93 %; no protocolo sugerido A na ROI central não houve mudança
significativa nos valores e na ROI do sul a probabilidade aumentou para aproximadamente 13
% e na ROI; com o protocolo sugerido B na ROI do sul a probabilidade é de
aproximadamente 11% e na ROI do centro não houve variação significativa; com o protocolo
sugerido C na ROI do sul a probabilidade é de aproximadamente 14% e na ROI central de
aproximadamente 43 %; com o protocolo sugerido E na ROI central a probabilidade é de
aproximadamente 44 % e 20,90 % na ROI do sul; com o protocolo sugerido F na ROI central
130
a probabilidade é de aproximadamente 48 % e na ROI do sul de aproximadamente 29 %.
.
A Fig.53 traz relação da confiabilidade dos resultados obtidos no ROI do centro com o
Cw.
Figura 53: Gráfico da relação entre confiabilidade e Cw para a obtenção de exames de TC pediátricas
do abdômen no hospital E.
A variação na corrente (mA) e da tensão aplicada ao tubo (kV) em relação ao protocolo
original não mostrou influência significativa quantitativamente, protocolos que agreguem um
Cw baixo não ocasionou perda de confiabilidade na determinação das HU da imagem, todavia
o aumento no Cw não trará ganho de confiabilidade.
131
5.2.2. Análise ROC
A curva ROC obtida com os parâmetros técnicos, para a obtenção de exames de TC
pediátricas do abdômen esta ilustrada na Fig. 54
Figura 54: Curva ROC da imagem obtida com os parâmetros técnicos de exposição para a obtenção de
exames de TC pediátrica do abdômen no hospital E.
Não é encontrado nenhum ponto no céu ROC e nem no inferno ROC, os pontos estão
alocados em torno da linha diagonal que corta o gráfico, na extremidade inferior esquerda e
na superior direita, neste caso não é possível distinguir com clareza os valores de HU da
imagem, ou se seja, a probabilidade do pixel ter um valor correto para o seu valor de HU é
aleatório. A área sobre a curva ROC de AUC = 0,571 reforça a ideia de aleatoriedade nos
valores de HU, a qualidade dos classificadores em atribuir corretamente aos pixels os valores
de HU da água é de 0%, sua qualidade em classificar erroneamente os valores para as HU é de
36 % com uma taxa de acerto de 32 % e taxa de erro de 68 %,
132
Tabela 32: Classificados de qualidade para a imagem obtida com os parâmetros técnicos do protocolo
original para a obtenção de exames de TC pediátricas do abdômen
.
Classificadores Valor
Área sobre a curva ROC (AUC) 0,571
Taxa de verdadeiros positivos (TVP) 0%
Taxa de falsos positivos (TFP) 36%
Acurácia 0%
Taxa de acerto 32%
Taxa de erro 68%
Adotando o protocolo sugerido A a curva ROC, ilustrada na Fig. 55, não apresenta
pontos na área do céu ou do inferno ROC, a maioria dos pontos está acima da linha diagonal
indicando uma melhora na qualidade da imagem em relação a imagem obtida com o
protocolo original.
133
Figura 55: Curva ROC do protocolo sugerido A.
A área sobre a curva ROC encontrada possui um valor mais próximo de 1, AUC =
0,758, portanto nesta imagem a probabilidade em encontrarmos pixels com valores de HU
corretos é maior, a qualidade dos classificadores em atribuir para os verdadeiros positivos
continua sendo igual a 0 %, a qualidade na classificação falsos positivos é de 18 % com uma
taxa de acerto de 43 % e de erro de 57 %, como mostra a Tab. 33.
Tabela 33: Classificados de qualidade para a imagem obtida com os parâmetros técnicos do protocolo
original sugerido A.
Classificadores Valor
Área sobre a curva ROC ( AUC) 0,758
Taxa de verdadeiros positivos (TVP) 0%
Taxa de falsos positivos (TFP) 18%
Acurácia 0%
Taxa de acerto 43%
Taxa de erro 57%
Com o protocolo sugerido B, os pontos da curva ROC não são encontradas no céu e no
inferno ROC, estando concentrados mais próximo a diagonal e nas extremidades inferior
direita, mostrando uma perda na qualidade diagnóstica em relação a imagem obtida com o
protocolo sugerido A e semelhança em relação a imagem obtida com o protocolo original, a
Fig. 56 mostra a curva ROC obtida.
134
Figura 56:Curva ROC obtida com o protocolo sugerido B.
A AUC é de 0,548 evidenciando uma piora na qualidade diagnóstica da imagem em
relação as imagens obtidas com o protocolo original e o protocolo sugerido A, a qualidade nos
classificadores positivos descritos na Tab. 34, contínua sendo de 0%, a qualidade na
classificação dos falsos positivos é de 23 % com uma taxa de acerto e de erro 45 % e 55 %
respectivamente.
135
Tabela 34: Classificados de qualidade para a imagem obtida com os parâmetros técnicos do protocolo
original sugerido B.
Classificadores Valor
Área sobre a curva ROC ( AUC) 0,548
Taxa de verdadeiros positivos (TVP) 0%
Taxa de falsos positivos (TFP) 23%
Acurácia 0%
Taxa de acerto 45%
Taxa de erro 55%
Com o protocolo sugerido C, não é encontrado nenhum ponto no céu ou no inferno
ROC, como mostra a Fig. 57 os pontos estão próximos a diagonal que corta o gráfico, na
diagonal inferior esquerda e na extremidade superior direita, mostrando uma perda na
qualidade diagnóstica em relação a imagem obtida com o protocolo sugerido A e qualidade
próxima a da imagem obtida com o protocolo original.
Figura 57: Curva ROC obtida com o protocolo sugerido C.
136
A AUC é igual a 0,583 uma leve melhora em relação ao protocolo original mas inferior
a AUC obtida com o protocolo sugerido A. A qualidade nos classificadores positivos
descritos na Tab. 35, contínua sendo de 0%, a qualidade na classificação dos falsos positivos é
de 38 % com uma taxa de acerto e de erro 36 % e 64 % respectivament
Tabela 35: Classificados de qualidade para a imagem obtida com os parâmetros técnicos do protocolo sugerido
C.
Com o protocolo sugerido D, não há pontos no céu ou no inferno ROC, porém os
pontos estão mais próximo da área do céu ROC e distantes da linha diagonal que corta o
gráfico, evidenciando uma melhora na qualidade da imagem, como ilustra a Fig. 58.
Classificadores Valor
Área sobre a curva ROC (AUC) 0,583
Taxa de verdadeiros positivos
(TVP) 0%
Taxa de falsos positivos (TFP) 38%
Acurácia 0%
Taxa de acerto 36%
Taxa de erro 64%
137
Figura 58:Curva ROC obtida com o protocolo sugerido D.
A AUC de 0,709 indica uma melhora na qualidade diagnóstica da imagem em relação
ao protocolo original porém inferior a imagem obtida com o protocolo sugerido A. A
qualidade nos classificadores positivos apresentados na Tab. 36 contínua sendo de 0 %, a
qualidade na classificação dos falsos positivos é de 31 % com uma taxa de acerto e de erro 41
% e 59 % respectivamente.
Tabela 36: Classificados de qualidade para a imagem obtida com os parâmetros técnicos do protocolo
sugerido D.
Classificadores Valor
Área sobre a curva ROC (AUC) 0,709
Taxa de verdadeiros positivos (TVP) 0%
Taxa de falsos positivos (TFP) 31%
Acurácia 0%
Taxa de acerto 41%
138
Taxa de erro 59%
Com a variação no valor do kV sugerido no protocolo E, não há pontos no céu ou no
inferno ROC, como ilustra a Fig. 59 a maioria dos pontos estão afastados da linha diagonal
que corta o gráfico e um pouco mais próximo da área do céu ROC mostrando um ganho na
qualidade diagnóstica da imagem em relação ao protocolo original.
Figura 59: Curva ROC obtida com o protocolo sugerido E.
A AUC igual a 0,671 traz um ganho na qualidade diagnóstica da imagem em relação ao
protocolo original, porém inferior as imagens obtidas com os protocolos sugeridos A e D. A
qualidade nos classificadores positivos, apresentados na Tab. 37, contínua sendo de 0 %, a
qualidade na classificação dos falsos positivos é de 29 % com uma taxa de acerto e de erro 23
% e 77 % respectivamente.
139
Tabela 37: Classificados de qualidade para a imagem obtida com os parâmetros técnicos do protocolo
original sugerido E.
Classificadores Valor
Área sobre a curva ROC (AUC) 0,671
Taxa de verdadeiros positivos (TVP) 0%
Taxa de falsos positivos (TFP) 29%
Acurácia 0%
Taxa de acerto 23%
Taxa de erro 77%
Com o protocolo sugerido F, a curva ROC não apresenta pontos no céu ou no inferno
ROC, a maioria dos pontos estão próximos a diagonal que corta o gráfico evidenciando uma
má qualidade diagnóstica da imagem, alguns pontos estão em cima da linha diagonal
caracterizando o fato de termos 50% de probabilidade dos pixels serem classificados
corretamente e 50 % de probabilidade de serem erroneamente classificados, como ilustra a
Fig. 60.
140
Figura 60: Curva ROC com o protocolo sugerido F.
A AUC foi de 0,579, um resultado um pouco melhor que o obtido com o protocolo
original. A qualidade nos classificadores positivos, apresentados na Tab. 38, contínua sendo
de 0 %, a qualidade na classificação dos falsos positivos é de 57 % com uma taxa de acerto e
de erro 14 % e 86 % respectivamente.
Tabela 38: Classificados de qualidade para a imagem obtida com os parâmetros técnicos do protocolo
original sugerido F.
Classificadores Valor
Área sobre a curva ROC (AUC) 0,579
Taxa de verdadeiros positivos (TVP) 0 %
Taxa de falsos positivos (TFP) 14 %
Acurácia 0 %
Taxa de acerto 14 %
Taxa de erro 86 %
Expondo o paciente a uma quantidade maior ou menor de radiação, não há ganho ou
perda significativa na qualidade diagnóstica da imagem obtida com os parâmetros técnicos de
exposição para a obtenção da TC pediátricas do abdômen com o protocolo original ou com os
protocolos sugeridos, como mostra a relação ilustrada na Fig. 61 entre os valores das AUC
com os Cw obtidos com o protocolo original e com os otimizados.
141
3 6 9 12 15
0,0
0,5
1,0
190 mA
170 mA150 mA
130 mA
110 mA
80 kV
Cw (mGy)
AU
C
100 kV
Figura 61: Relação entre os valores das AUC e dos CW.
Adotando um protocolo com 80 kV, 150 mA ou 170 mA os pontos estão praticamente
no mesmo plano horizontal, não há diferença considerável entre os três pontos e a linha de
referência, o pontos para 100 kV, 110 mA e 190 mA representam os melhores resultados,
porém estando o 110 mA mais perto do topo do gráfico onde a AUC é igual a 1 este é o
melhor resultado obtido e o pior o ponto com 130 mA pois este está mais próximo da linha
para AUC com valor igual a 0,5.
5.2.3. Resolução espacial - MTF
Aplicando o algoritmo desenvolvido para avaliar a resolução espacial das imagens
obtidas com os parâmetros técnicos de exposição do protocolo original para a obtenção de
142
exames de TC pediátricas do abdômen, é possível visualizar a LSF e MTF e obter
comportamento gráfico de ambas as funções , como mostram as Fig. 62 e 63 respectivamente
Figura 62: Da esquerda para a direita temos: Imagem original (a), a LSF (b) e MTF (c).
.
Figura 63: Comportamento gráfico da LSF em 2D e da MTF em 2D e 1D.
Na MTF a 90 % a frequência espacial é aproximadamente de 0,16 pl/mm, na MTF a
50 % de aproximadamente 0,3 pl/mm e na MTF e a 0 % é de aproximadamente 6,6
pl/mm, as respectivas resoluções espaciais são 31,25 mm, 16,6 mm e 0,75 mm. O limite de
resolução espacial para a imagem obtida com os parâmetros técnicos de exposição do
a b
a
c
a
143
protocolo original para a obtenção de exames de TC pediátrica do abdômen é de 0,75 mm,
estruturas com dimensões menores não serão detectadas.
Aplicando o algoritmo nas imagens obtidas com os protocolos sugeridos A, B, C, D e F
as LSF e as MTF geradas estão ilustradas na Fig.64.
Figura 64: LSF e MTF geradas a partir dos protocolos sugeridos para a obtenção de exames de TC
pediátricas do abdômen no hospital F.
Com o protocolo sugerido A o qual recomenda uma corrente de 110 mA e uma tensão
aplicada ao tubo de 120 kV, obteve-se na MTF a 90 % a frequência espacial de
aproximadamente 0,16 pl/mm, na MTF a 50 % de aproximadamente 0,3 pl/mm e na MTF
e a 0 % é de aproximadamente 6,6 pl/mm, com as resoluções espaciais de aproximadamente
31,25 mm, 16,6 mm e 0,75 mm respectivamente, na Tab.39 estão as frequências espaciais e as
resoluções obtidas com os outros protocolos sugeridos.
144
Tabela 39: Frequências espaciais e resolução espacial obtidas com os protocolos sugeridos para a
obtenção de exames de TC pediátricas do abdômen no hospital F.
Mensurando
Pontos de
interesse da
MTF
Protocolo
(A)
110 mA
(B)
130 mA
(C)
170 mA
(D)
190 mA
(E)
100 kV
(F)
80 kV
Frequência
espacial
(pl/mm)
90 %
50 %
0 %
0,16
0,3
6,6
0,16
0,3
6,6
0,16
0,3
6,6
0,16
0,3
6,6
0,16
0,3
6,6
0,16
0,3
6,6
Resolução espacial
(mm)
90 %
50 %
0 %
31,25
16,6
0,75
31,25
16,6
0,75
31,25
16,6
0,75
31,25
16,6
0,75
31,25
16,6
0,75
31,25
16,6
0,75
Em todos os protocolos sugeridos e com o protocolo original os valores para a
frequência espacial e resolução espacial obtidos foram os mesmos, ou seja, a curva MTF
apresentada na Fig. 63 é válida para todas as imagens obtidas no processo de otimização, a
variação do mA ou do kV não tem influência no domínio da frequência espacial das imagens
tomográficas, resultados estes obtidos que concordam com os apresentados por STRAUSS e
RAE , 2012.
A explicação física e matemática para os resultados obtidos serem idênticos, vem da
própria equação da transformada de Fourier e do legado deixado por Albert Einstein. A
transformada de Fourier em uma dimensão é apresentada na Eq. 48 ( BRACEWELL, 1986).
145
(48)
onde é a frequência angular do fóton .
Em 1905 Einstein usou as ideias de quantização inicialmente propostas por Max Planck
(EISBERG e RESNICK, 1979) para desenvolver o modelo quântico para a radiação
eletromagnética. Einstein postulou que a radiação eletromagnética é quantizada na forma de
pacotes chamados fótons, e a energia destes fótons de radiação apresentada na Eq. 49
(REZENDE, 2004).
(49)
onde e a frequência angular do fóton, portanto para modificar o resultado
obtido na transformada de Fourier, independente da sua dimensão, é preciso modificar a
energia dos fótons, quando aplicamos o processo de otimização não estamos mudando a
energia dos fótons, apenas modificamos o número de fótons ( corrente (mA)) e o impulso
inicial ( tensão aplicada ao tubo (mA)) usados para formar a imagem.
5.2.4. Análise do ruído
Com o protocolo original a imagem obtida, Fig. 65 os valores para o ruído obtido com
o programa Jivex ® foi de σ = 5,81 e com a equação de σ = 5,93. Na Tab. 40 está os valores
para o ruído nas imagens obtidas com os protocolos sugeridos.
146
0 200 4000
100
200
300
400
500
255,5
255,5
Figura 65: Imagem obtida com o protocolo original. A linha azul mostra o comportamento do ruído ao
longo do eixo horizontal, e a linha vermelha o comportamento do ruído no eixo vertical.
Tabela 40: Valores para o ruído nas imagens obtidas com o protocolo original e com sugeridos.
A diferença entre os valores obtidos para o ruído com o Jivex® e com a Eq. 46, com o
protocolo original e protocolos sugeridos A, B, C, e D a diferença não foi maior que 6 %.
Com os protocolos sugeridos E e F diferença foi de 15 % e 42 % respectivamente. Quando a
tensão for de 100 kV o uso da equação depende da rigorosidade esperada no resultado, já com
uma tensão de 80 kV o uso da equação não fornece resultado confiável. Esta diferença é
explicada pelo fato da relação matemática expressa na Eq. 46 adotada na obtenção do ruído,
Método
Protocolo
Original A B C D E F
Jivex® 5,81 6,6 6,14 5,4 5,19 7,94 11,8
Equação 6,26 6,98 6,37 5,52 5,32 6,89 14,6
147
ser dependente do coeficiente de atenuação µ o qual tem o seu valor estipulado conforme a
tensão adotada, e não é possível saber se o aparelho esta operando com um tensão real de 80
kV ou este valor é somente um indicativo, podendo então estar operando acima ou abaixo
deste e consequentemente o valor de µ não corresponde a realidade.
Para a análise da relação entre o valor do ruído e a dose efetiva normalizada, foi usado
o valor de µ obtido com o Jivex®, devido ao resultado não confiável obtido com 80 kV. A
variação do mA sugerida nos protocolos A, B, C, D e E não surtiu efeito significativo no valor
do ruído, com o protocolo original a dose En é de 3,11 mSv quando adotado o protocolo
sugerido A a dose cai para 2,5 mSv com um aumento no ruído de 13 %; em contrapartida caso
queira aumentar o mA com o intuito de reduzir o ruído a dose En aumenta em 38 % e o
decréscimo no ruído é de 12%. Quando adotado o protocolo sugerido F onde a tensão
aplicada ao tubo foi de 100 kV o ruído aumentou 37 % com a dose o decréscimo da dose En
em 55 %, e quando adotado o protocolo sugerido F com uma tensão aplicada ao tubo de 80
kV o ruído diminui em 104 % e a dose En em 192 %, como mostra a Tab. 41.
Tabela 41: Relação entre o ruído e a dose efetiva normalizada.
.
Quando se adotou o protocolo A ou B o ruído aumentou, então foi feita a subtração da
imagem obtida com o protocolo A com a imagem obtida com o protocolo original e a
subtração da imagem obtida com o protocolo sugerido B da imagem obtida com o protocolo
original; com os protocolos sugeridos D e E houve redução do ruído neste caso para visualizar
Parâmetro
Protocolo
Original (A) (B) (C) (D) (E) (F)
Ruído 5,81 6,6 6,14 5,4 5,19 7,94 11,8
Dose En (mSv) 3,11 2,5 3 4 4,3 2 1,1
148
o ruído acrescentado à imagem foi feita a subtração da imagem obtida com o protocolo
original com a imagem obtida com o protocolo sugerido D e a subtração da imagem com o
protocolo original com a do protocolo sugerido E, como mostra a Fig. 66.
Figura 66: Ruído resultante da subtração das imagens obtidas com: A) Protocolo sugerido A com
protocolo original, B) Protocolo sugerido B com protocolo original, C) Protocolo sugerido D com o protocolo
original, D) Protocolo sugerido D com o protocolo original.
Na subtração do ruído existente na imagem com o protocolo original das imagens
obtidas com os protocolos sugeridos D e E, onde variou-se apenas o kV, percebe-se que a há
mais ruído, como ilustra a Fig. 67.
149
Figura 67: Ruído resultante da subtração das imagens obtidas com: A) Protocolo sugerido F com
protocolo original, B) Protocolo sugerido E com o protocolo original.
Não houve mudanças significativas quanto à adição ou subtração nas imagens
tomográficas pediátricas obtidas com os parâmetros técnicos de exposição dos protocolos
sugeridos com a variação do mA. Pode-se reduzir a exposição do paciente a radiação sem
perda na qualidade da imagem, o aspecto granulado que interfere no diagnóstico será
evidenciado quando acontecer mudanças no kV, principalmente quando adotada uma tensão
de 80 kV no protocolo sugerido F, onde o ruído resultante da subtração das imagens ficou
mais evidente, como mostra a imagem A da Fig. 67.
150
6. CONCLUÖES
Os valores obtidos para as grandezas dosimétricas em exames de tomografia
computadorizada do tórax e do abdômen em pacientes pediátricos mostraram diferenças
significativas entre os aparelhos singleslice e mult-slice. Para exames de TC do tórax ou do
abdômen, dentre os três hospitais com os tomógrafos singleslice, somente em uma instituição
o valor das grandezas dosimétricas ficou próximo do NRD; nas outras duas os valores foram
inferiores. Nos tomógrafos multi-slice, as grandezas dosimétricas obtidas apresentaram
valores muito abaixo do NRD. Em alguns casos, os protocolos para a obtenção de exames de
TC do tórax e do abdômen foram os mesmos; nos demais casos, a maior exposição do
paciente pediátrico foi detectada nas TC do abdômen. Os resultados permitem concluir que os
pacientes pediátricos submetidos a exames de TC pediátrica do tórax e do abdômen, na cidade
de Belo Horizonte, não estão sendo expostos a níveis de radiação acima do NRD adotado.
As metodologias propostas para a obtenção das grandezas dosimétricas mostraram-se
eficientes em relação ao método convencional (câmara de ionização e um objeto simulador).
Adotando os filmes radiocrômicos, as grandezas dosimétricas ficaram próximas dos valores
obtidos com a câmara de ionização. Com o CT-EXPO, apenas em um caso não houve
resultado satisfatório, mostrando que o software pode ser adotado como método dosimétrico
confiável e, também, usado como instrumento verificador da confiabilidade de valores obtidos
para as grandezas dosimétricas obtidas através de outros métodos (câmara de ionização,
filmes radiocrômicos, dosímetros termoluminecentes e simulação computacional pelo Método
de Monte Carlo,).
No estudo realizado no hospital E, não ficou evidenciada a necessidade na realização
do processo de otimização, apesar das grandezas dosimétricas não apresentarem valores
acima do NRD. A otimização dos parâmetros técnicos mostrou que é possível reduzir os
valores das grandezas dosimétricas, mesmo quando estas já estejam com valores considerados
baixos. Os resultados obtidos com a metodologia apresentada para analisar a qualidade
diagnóstica da imagem reforçou esta afirmação. O aumento da exposição do paciente à
radiação na tentativa de melhora na qualidade diagnóstica da imagem, não obteve resultados
positivos. A distribuição normal adotada como método de análise mostrou que não houve
151
ganho na confiabilidade das HU, quando os valores das grandezas dosimétricas foram
aumentados; em contrapartida, sua diminuição não fez a imagem perder em confiabilidade. A
análise ROC e análise da resolução espacial através da MTF forneceram a mesma perspectiva:
não houve ganho ou perda na qualidade diagnóstica da imagem. O único fator afetado no
processo de otimização foi o nível de ruído na imagem, pois uma redução de
aproximadamente 15 % no mA ou de 10 % no kV diminuiu a probabilidade de efeitos
estocásticos sem incremento quantitativo e qualitativo no ruído.
O trabalho contribuiu para um conhecimento das grandezas dosimétricas envolvidas
em procedimentos tomográficos pediátricos do tórax e do abdômen em alguns hospitais de
Belo Horizonte, e mesmo o fato dos valores das grandezas dosimétricas não evidenciarem a
necessidade de otimização, o princípio ALARA deve fazer parte da rotina clínica de qualquer
hospital e sua aplicação constantemente testada.
152
7. REFERÊNCIAS
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163
164
8. APÊNDICE
Anexo
A
Fontes de incerteza.
Tabela 42: Cálculo da incerteza na obtenção do PkL para a calibração dos filmes radiocrômicos.
Fonte de Incerteza Valor da fonte (%) Tipo de
Incerteza
Divisor Incerteza Relativa
(%)
Calibração da câmara 3,00 B 1,732051
Tempo exposição 1,8 B 1,03923
Resolução termômetro 0,10 B 0,057735
Resolução Barômetro 0,05 B 0,028868
Calibração Termômetro 2 B 2 1
Calibração Barômetro 4,5 B 2 2,52
Repetibilidade 0,06 A 5,47 0,010969
Valor da Incerteza
Combinada uc (%)
3,38
Valor da incerteza
expandida U (%)
6,7
165
Tabela 43: Cálculo da incerteza da calibração do filme radiocrômico.
Fonte de Incerteza Valor da fonte
(%)
Tipo de Incerteza Divisor Incerteza Relativa
(%)
Pkl 3,8 B 2 3,8
Posicionamento 0,20 B 0,11
Tempo de exposição 1,8 B 1,03923
Valor da Incerteza
Combinada uc (%)
3,9
Valor da incerteza
expandida U (%)
7,8
18
Anexo
B
Sequência de comandos no Matlab®, para a obtenção da PSF e da MTF:
>> info1=dicominfo('NOME DA IMAGEM');
>> A=dicominfo(info1);
>> A=dicomread(info1);
>> A(A<0)=0;
>> A = A -1000;
>> A2=double('A');
>> A3=uint8(A2);
>> FA=fft2(A3);FA=fftshift(FA);
>> PSF=fspecial('gaussian',size(A),6);
>> OTF=fft2(PSF);OTF=fftshift(OTF);
>> Afilt=fft2(OTF.*FA);
>> Afilt=fftshift(Afilt);
>> Subplot(1,4,1);imshow(A,[]);
>> colormap(gray);
>> subplot(1,4,2);imagesc(log(1+(PSF))); axis image;axis off;
>> subplot(1,4,3);imagesc(log(1+abs(OTF)));axis image; axis off;
>> subplot(1,4,4);imagesc(abs(Afilt));axis image; axis off;
>> PSF=fspecial('gaussian',size(A),6);
>> OTF=fft2(PSF);OTF=fftshift(OTF);
19
>> Pphase=angle(OTF);
>> OTF=abs(OTF).*exp(i.*Pphase);
>> Afilt=ifft2(OTF.*FA);
>> Afilt=fftshift(Afilt);
>> psfnew=abs(fftshift((otf2psf(OTF))));
>> subplot(1,4,2);imagesc(log(1+psfnew));axis image;axis off;
>> colormap(gray);
>> subplot(1,4,3);imagesc(log(1+abs(OTF))); axis image;axis off;
>> subplot(1,4,4);imagesc(abs(Afilt));axis image;axis off;
>> PSF=fspecial('motion',30,30);
>> OTF=psf2otf(PSF,size(A));
>> OTF=fftshift(OTF);
>> Afilt=ifft2(OTF.*FA);
>> subplot(1,4,1);imshow(A,[]);
>> subplot(1,4,2);imshow(log(1+PSF),[]);
>> subplot(1,4,3);imshow(log(1+abs(OTF)),[]);
>> subplot(1,4,4);imshow(abs(Afilt),[])
>> End.