Apostila De Tc[1]

TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA: FORMAÇÃO DA IMAGEM E RADIOPROTEÇÃO

tecidos com pequenas diferenças de densidade (0,5%), em especial entre os tecidos moles,

Introdução A tomografia computadorizada (TC), introduzida na prática clínica em 1972, é uma modalidade da Radiologia reconhecida pelo alto potencial de diagnóstico. A TC possibilitou a investigação por imagem de regiões do corpo humano até então não reproduzidas pelos métodos convencionais. Além disso, substituiu alguns exames que traziam muito desconforto e determinados procedimentos que acarretavam alto risco para o paciente. Em reconhecimento ao extraordinário impacto clínico proporcionado pela TC, os inventores A.M. Cormack [19] e G.N. Hounsfield [38] foram agraciados com o Prêmio Nobel em Medicina e Fisiologia de 1979. A invenção da TC apoiou-se nos seguinte pontos: •

um tubo de raios-X gira, emitindo radiação, em torno do paciente, num plano axial. Um conjunto de detectores posicionados no lado oposto do tubo captam os fótons de raios-X que atravessam o paciente sem interagir e

•

um algoritmo de reconstrução, composto de uma seqüência de instruções matemáticas, converte os sinais medidos pelos detectores em uma imagem.

Márcia Terezinha Carlos, LNMRI, IRD/CNEN

•

a obtenção de uma imagem da seção de corte de interesse sem a superposição das imagens das estruturas anatômicas não pertencentes à seção em estudo,

•

as imagens das estruturas anatômicas conservam as mesmas proporções, isto é, não há distorção geométrica e

•

a obtenção de imagens digitais para as medições quantitativas das densidades dos tecidos e dos tamanhos das estruturas. As imagens digitalizadas admitem manipulações pós-reconstrução da imagem, tais como: ampliação, refinamento, reformatação em outros planos (2D) e reconstrução da imagem tridimensional (3D).

Embora existam poucos estudos sistematizados sobre o impacto da TC no diagnóstico e na terapêutica [22], é evidente o grau de credibilidade na informação extraída, a julgar pelo explosivo aumento de investigações. O número de tomógrafos computadorizados instalados cresce continuamente, sem um sinal aparente de saturação, no Brasil e mesmo em se tratando de países desenvolvidos [98].

A imagem por TC é um mapeamento do coeficiente linear de atenuação da seção do corpo humano em estudo. A imagem é apresentada como uma matriz bidimensional em que, a cada elemento desta matriz, o pixel, é atribuído um valor numérico, denominado número de TC. Este é expresso em unidades Hounsfield (UH) e está relacionado ao coeficiente linear médio de atenuação do elemento de volume, voxel, no interior do corte que o pixel representa. O grau da qualidade da imagem liga-se à fidelidade com que o conjunto de números de TC reproduz as pequenas diferenças em atenuação entre os tecidos (resolução de baixo contraste ou resolução de sensibilidade) e os pequenos detalhes das estruturas (resolução de alto contraste ou resolução espacial).

Com todos os benefícios indubitáveis da TC à saúde, deve-se atentar para o fato que o método utiliza radiação ionizante e que a dose de radiação recebida pelo paciente é considerada alta em comparação aos outros métodos de diagnóstico radiológico, sendo ultrapassadas apenas pelas doses envolvidas nos procedimentos radiológicos intervencionistas. As doses em órgãos podem atingir o valor de 100 mGy, em estudos com cortes finos e superpostos [88].

Destacam-se os seguintes pontos de superioridade da imagem por TC sobre a imagem radiográfica convencional [31, 63]:

Os levantamentos dosimétricos, realizados em vários países, apontam a TC como a prática médica que mais contribui para a dose de radiação coletiva, e cujo valor está aumentando ano a ano. Na Inglaterra, no início dos anos 90,

•

a possibilidade de distinguir as estruturas de órgãos e

Além disso, na TC não existe um controlador “natural” de dose de radiação para o paciente, como o filme radiográfico na radiografia convencional. Se a dose de radiação for acima do necessário, o filme fica muito enegrecido, prejudicando o contraste da imagem e, conseqüentemente, o potencial das informações extraíveis para o diagnóstico correto. Ainda mais, por causa do processo matemático de reconstrução, quanto maior a dose de radiação na TC menor será o ruído da imagem e, conseqüentemente, melhor será sua qualidade [88].

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de 4 a 5% dos exames radiológicos foram investigações por TC e representam cerca de 40% da dose coletiva da prática médica [98]. Comparada à radiografia convencional, a técnica de exame de TC é mais complexa a julgar pelo número de parâmetros da técnica que devem ser selecionados, os quais estão apresentados no Quadro 1. Em cada coluna estão os parâmetros que participam das etapas de varredura ou de exposição ou de aquisição, de reconstrução matemática e da apresentação da imagem, que são processos relativamente independentes. Na primeira linha estão os parâmetros comuns à varredura convencional e helicoidal; na segunda e terceira os parâmetros específicos a cada tipo de varredura. Na última linha, estão mostrados os parâmetros da técnica da radiografia para a projeção de cortes, que também é apresentada como topograma, radiografia digital inicial ou “surview”. Nem todos os parâmetros de varredura são aplicáveis a um determinado tomógrafo. Os parâmetros da técnica, com freqüência, são apresentados aos operadores de diferentes modos, quer em razão da falta de termos-padrões, o que implica na utilização de terminologia própria por cada fabricante, quer pelo fato de que os valores de alguns parâmetros são automaticamente selecionados pelo próprio programa do tomógrafo[24]. Quadro1 -

Geral (varredura seriada e helicoidal)

Específico para varredura seriada

Fase de Varredura, Fase de Reconstrução Aquisição ou de Exposição

Fase de Apresentação

Tensão aplicada ao Campo de visão (FOV) tubo Núcleo de convolução Corrente no tubo ou filtro matemático Espessura nominal deFiltros de imagem corte (outros) Campo de visão de Tamanho da matriz varredura Algoritmo de Filtro moldado* endurecimento do feixe Filtro plano Algoritmo de correção adicional* de movimento Ponto focal* Número de amostras* Tempo de varredura Ângulo de rotação do tubo* Incremento da mesa Inclinação dogantry

Janela: centro e largura Filtros pósprocessa-mento Fator de zoom

Específico para varredura helicoidal

Passo ou Fator de passo Velocidade da mesa Tempo total de aquisição

Radiog. de projeção de cortes

Velocidade da mesa* Espessura de corte* Corrente do tubo Tensão aplicada ao tubo Comprimento de varredura Altura da mesa Projeção (AP/PA/lateral)

Algoritmo de interpolação Incremento ou separação entre as imagens reconstruídas

Obs: * parâmetros raramente acessíveis ao operador

A qualidade da imagem de TC é influenciada pelos parâmetros da técnica relacionados à dose de radiação (parâmetros de varredura), pelos parâmetros relacionados à reconstrução e à apresentação da imagem, e pelos parâmetros clínicos [1, 16, 34, 55]. Estão incluídos nos parâmetros clínicos o tamanho do paciente, sua cooperação em relação ao movimento e o procedimento de administração de meio de contraste [82]. O tomógrafo computadorizado é uma máquina de tecnologia complexa e em constante evolução. Desde o início da prática da TC, tem sido dada ênfase ao aperfeiçoamento dos tomógrafos, buscando melhorar sua eficiência (obtenção de imagem) e eficácia (diagnóstico) nas investigações médicas, de modo que a evolução da qualidade da prática da TC sempre esteve fortemente vinculada ao desenvolvimento tecnológico dos componentes dos tomógrafos [31]. Isto é: do sistema elétrico-eletrônico e mecânico do “gantry”, dos tubos de raios-X, dos computadores, dos programas de computadores e das máquinas reprodutoras de imagens. Os grandes marcos da história da TC, na maioria das vezes, estiveram relacionados à redução do tempo de aquisição de dados do exame. Os primeiros tomógrafos foram destinados a estudos exclusivamente da cabeça. Logo a seguir, os projetos dos tomógrafos permitiram investigações de outras regiões do corpo. Até 1989, a aquisição dos dados era realizada exclusivamente corte a corte. Este tipo de varredura é hoje denominada axial, convencional ou seriada. Durante esta fase, as grandes alterações nos projetos recaíram sobre o tipo de geometria, acoplamento e mecanismos de movimento do conjunto tubo de raios-X e detectores e o número de detectores. À medida que os diferentes tipos de varredura foram introduzidos no mercado, foram sendo diferenciados pela nomenclatura de “primeira”, “Segunda”, “terceira” e “quarta geração” [63, 100]. Em 1985, a velocidade de aquisição de dados aumentou significativamente, com a introdução da tecnologia dos anéis deslizantes, que permitiu a rotação contínua dos componentes do “gantry”: tubo de raios-X e detectores. O próximo passo foi acoplar o movimento contínuo de rotação do tubo de raios-X e o movimento contínuo do paciente através do gantry, produzindo a aquisição de dados volumétricos [20, 56, 58]. Começou a era da varredura helicoidal. A TC helicoidal, também conhecida como espiral ou volumétrica, é considerada um marco revolucionário na história da TC, por abrir novas perspectivas de exames e aplicações. Destacam-se as seguintes vantagens da TC helicoidal: •

a realização da varredura completa sobre um órgão ou região com o paciente prendendo uma única vez a respiração, de modo que todos os dados são coletados no mesmo estágio de respiração, evitando a perda de

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registros anatômicos. Também são reduzidos os artefatos de movimento devido à respiração, à peristalse e à atividade cardiovascular e elimina-se a possibilidade de repetir um determinado corte quando o paciente não consegue cooperar com o exame. •

a reprodução de imagens de cortes transversais retrospectivamente em diferentes posições, inclusive de cortes superpostos. Com isto, as lesões dúbias podem ser reavaliadas sem exposição adicional à radiação. Também melhorou significantemente a qualidade das reconstruções 3D e 2D.

•

nos estudos com administração de meio de contraste intravascular, é possível estudar um órgão completo, o fígado, por exemplo, em diferentes fases de intensificação do meio de contraste: a fase arterial, a fase portal e a fase tardia. Com isso, é possível obter a informação sobre o tipo de vascularidade de lesões hipo, iso ou hipervascular em relação ao parênquima biliar. [a dose de radiação é reduzida se comparada à varredura contígua seriada quando o fator de passo é maior do que 1. Isto, no entanto, acarreta uma redução da resolução de baixo contraste da imagem [57, 109].

A principal desvantagem da aquisição de TC helicoidal é o aumento do efeito de volume parcial na imagem produzido pelo alargamento na espessura da imagem do corte (perfil de sensibilidade do corte, resolução longitudinal) devido ao tipo algoritmo de interpolação e à velocidade de da mesa [57, 109, 110]. O desenvolvimento dos tomógrafos não parou por aí . Inovações na TC helicoidal têm sido apresentadas continuamente [11]. Em 1992, um único fabricante lançou um tomógrafo helicoidal capaz de fazer varreduras de dois cortes contíguos e simultâneos mediante dois bancos de detectores [67]. Na Reunião da “Radiological Society of North America” (RSNA) de 1998, quatro fabricantes aplicaram este mesmo conceito, introduzindo no mercado tomógrafos computadorizados de multicortes que podem realizar aquisição de dados em até 4 cortes concomitantemente, o que tem reduzido expressivamente o tempo de varredura total do exame.

radiação [12, 118]. Na varredura inteligente [60] a corrente do tubo de raios-X durante a varredura varia de acordo com o grau de absorção do feixe de raios-X pelas diversas regiões do corpo, reduzindo consideravelmente a dose em até 20%. É sabido que o projeto do tomógrafo computadorizado influencia fortemente o potencial da aplicação clínica e as características da imagem. O Grupo “Imaging Performance Assessment of CT Scanners”(ImPACT) (htpp://www.impactscan.org) , ligado ao “Medical Devices Agency” (MDA), na Inglaterra, é reconhecido internacionalmente pelos trabalhos de avaliação técnica do desempenho de imagem e da dose de radiação de tomógrafos e pela disseminação do conhecimento sobre seu funcionamento. No Brasil, embora ainda não se encontre disponível um levantamento abrangente dos equipamentos e da prática de TC, sabe-se que os tomógrafos em funcionamento pertencem a diferentes gerações tecnológicas. A tecnologia de ponta pode ser encontrada nos grandes centros quase ao mesmo tempo do lançamento no mercado internacional. Ao mesmo tempo, existe um mercado de tomógrafos recondicionados que entram no país por importação ou são comercializados internamente para as regiões de menor poder aquisitivo. Para assegurar a boa prática de TC, é necessário um ambiente que estimule o uso correto e com baixas doses de radiação. Isto requer a adoção de ações que cubram desde a solicitação da investigação até a interpretação da imagem e elaboração do laudo. Um país de grande contraste sócio-econômico e com enormes diferenças de infra-estrutura de equipamentos e de pessoal no atendimento à saúde, muitas vezes, não suporta a simples transposição de regulamentos e programas sistemáticos já aprovados em países desenvolvidos, principalmente se a tecnologia de ponta está envolvida. Contudo, nunca foram tão necessárias ações efetivas que auxiliem a obtenção do máximo da infra-estrutura já existente e que orientem as futuras decisões.

Em 1995, foi apresentada a obtenção de imagens de TC em tempo real, a fluoroscopia TC. Nesta técnica, as imagens são constantemente atualizadas com o movimento contínuo do tubo de raios X, utilizando baixa corrente e, ao mesmo tempo, um algoritmo de reconstrução rápido. Esta técnica serve como um guia nos procedimentos de intervenção, tais como: biópsia, drenagem de líquido e bloqueamento de nervos da medula (anestésico) [60] .

O Ministério da Saúde (MS), no Regulamento Técnico Diretrizes de Proteção Radiológica em Radiodiagnóstico Médico e Odontológico (Portaria no. 453 de 01/06/98 publicada no Diário Oficial da União 2 de Junho 1998 No.103 http://www.anvisa.gov.br/legis/portarias/453_98.htm). [73], estabeleceu os parâmetros e regulamentou as ações para o Fase de Varredura controle das exposições em Radiologia Diagnóstica, incluindo alguns requisitos específicos à TC.

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

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

Perfil de Atenuação Intensidade

Raio Raio Soma Medições de Transmissão

 Detector

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b) Fase de Reconstrução da Imagem

rte

A reconstrução de imagem de TC é um processo realizado por computador. Algoritmos matemáticos transformam os dados brutos em imagem numérica ou digital. A imagem digital é uma matriz bidimensional, em que cada elemento de matriz, denominado de pixel, recebe um Número de TC 1000 ( µ - µ ) valor numérico =  µ Co

A fase de aquisição de dados é também conhecida como fase de varredura ou de exploração. Inicia-se com a exposição de uma seção da região do corpo a um feixe colimado de raios-X, na forma de um leque fino, envolvendo as suas extremidades. Na Figura ao lado é mostrado um esquema de todo o sistema de exposição em TC. Os fótons de radiação que atravessam a seção do corpo sem interagir atingem um conjunto de elementos detectores, no lado oposto, tendo o paciente ao centro. Os detectores não "vêem" uma imagem completa da seção do corpo, apenas a projeção de uma imagem latente nesse ângulo de visão. Um “raio”, em TC, é uma “pequena

Imagem do voxel

do

a) Fase de Aquisição de Dados

O número total de medições de atenuação durante a varredura de corte é dada pelo produto do número de projeções e o número de raios por projeção. Cada imagem requer cerca de 100.000 a 1.000.000 medições [63], dependendo do modelo do tomógrafo e da técnica selecionada. Os sinais dos detectores codificados que alimentam os programas de reconstrução da imagem são denominados dados brutos.

a

O método de formação dos tomogramas computadorizados é bem mais complexo do que a imagem radiográfica convencional. O processo pode ser dividido em três fases: aquisição de dados, reconstrução matemática da imagem e formatação e apresentação da imagem. Para simplificar, será apresentada a formação da imagem de cortes axiais a partir de varredura axial ou convencional.

ur

Formação da Imagem

ss

O presente curso tem como objetivo a atualização dos conceitos de física da imagem e radioproteção e, tomografia computadorizada, tendo como base a Portaria 453 do MS e aplicando as estratégias do documento EUR 16262 da CE

O ângulo mínimo de varredura necessário para obter a imagem através do mapeamento dos coeficientes lineares de atenuação da seção é 180o. Os dados são duplicados se a rotação é completa, 360o, típica das varredura convencionais. Varreduras com ângulos menores são realizadas com o objetivo de diminuir o tempo de varredura e com ângulos maiores para diminuir os artefatos de movimento, em estudos das regiões do tronco. O número de projeções e de raios e o espaçamento Projeção B O° entre os Tudo de R-X detectores são Detectores fatores Paciente Paciente importantes Detectores para características Tudo de R-X da imagem. 18O° Projeção A Entretanto, a PROJEÇÃO O° = PROJEÇÃO 18O° sua seleção é muitas vezes automática, sendo efetuada pelo programa de computador.

pe

As Ações de Radioproteção das Comunidades Européias têm organizados grupos de trabalhos em diferentes áreas específicas do radiodiagnósticos norteados com o novo conceito de Critérios de Qualidade. Esse conceito combina três aspectos: as exigências de diagnósticos, a recomendação de um exemplo provado de uma boa técnica e associado a estes dois , o valor de dose que é aplicada ao paciente para um dado procedimento radiológico. Em dezembro de1999, foi publicado o documento EUR 16262EN – As Orientações Européias para os Critérios da Qualidade para a Tomografia Computadorizada@ [28] divulgaram os critérios da qualidade aplicáveis à TC. Este documento está disponível na internet no endereço: http:// www.drs.dk/guidelines/ct/quality/

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

Es

associados a garantir a qualidade de seus serviços prestados à comunidade, criou uma Comissão de Normatização e implementou Programa de Qualificação ). A Comissão de Normatização, criada na Diretoria 1997/1999, procura estabelecer um padrão mínimo para os diversos procedimentos radiológicos. Foram organizadas câmaras de estudo em diferentes áreas da imagem (http://www.cbr.org.br/normatizacao/abertura.htm) . A estrutura proposta para os futuros documentos são bem semelhantes aos dos padrões estabelecidos pelo American College of Radiologists (http://www.acr.org/f-products.html)

t

µ

w

w

No TC

Densidade  Energia

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do Tecido

do fóton

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denominado de número de TC. O número de TC está relacionado ao coeficiente linear médio de atenuação do elemento do objeto, o voxel, que ele representa. A definição do número de TC em unidades Hounsfiel (UH) é dada na figura acima, onde, µt é o coeficiente linear de atenuação médio do material que compõe o voxel e µw é o coeficiente linear de atenuação da água.

prolongamento dos perfis que caem fora da imagem do detalhe analisado. Para evitar o borrão as projeções são préprocessadas e submetidas a uma convolução com uma função filtro, antes da retroprojeção (b). O filtro matemático também é conhecido por “kernel’’, isto é núcleo. A convolução produz sinais que contêm componentes positivas e negativas, que se cancelam na retroprojeção. Há diferentes filtros matemáticos disponíveis que são selecionadas de

Por definição, o número de TC da água é igual a zero. A seção do objeto deve ser imaginada como se fosse dividida em voxels, e cada voxel é representado por um pixel. FOVrecon.(mm)

Esp essu ra d oC orte

O tamanho do voxel é fundamental na qualidade da imagem, sendo selecionado de acordo com o requisito clínico da imagem. Sua altura é igual à Tamanhodamatriz d (256,512,1025) espessura do corte e a base é d= FOV recon   Tamanhodamatriz estabelecida pela razão entre o campo de visão e o tamanho da Tamanho doVoxelque o Pixel representa matriz. O campo de visão (FOV) é o diâmetro máximo da imagem reconstruída, selecionado pelo operador. A matriz de reconstrução é, em geral, de 512 512 ou 1024 1024 pixels. A energia média dos fótons de raios-X está na faixa de 50keV à 70keV [29]. Nesta faixa de energia, a interação predominante entre fótons e tecido mole é o espalhamento Compton, onde o coeficiente linear de atenuação tem forte dependência com a densidade do tecido. Desta forma, pelo menos para os tecidos moles, os números de TC estão intimamente relacionados à densidade do tecido. Para tecidos menos densos do que a água, o valor de número de TC é negativo. Um número de TC positivo indica que a densidade do tecido é maior do que a da água. Um determinado tecido pode produzir valores diferentes de números de TC se investigado em diferentes tomógrafos, visto que os espectros de raios X (tensão e filtros físicos) e os procedimentos de calibração do sistema não são semelhantes. Além disso, em um mesmo tomógrafo, o número de TC de um certo tecido pode variar em função da localização do tecido dentro da área examinada [50, 51]. Embora haja vários métodos matemáticos para a reconstrução de imagens de TC, o método da retroprojeção filtrada é quase que exclusivamente usado. O método de retroprojeção consiste em superpor os sinais projetados do perfil de atenuação para trás, ao longo da direção em que os dados de projeção foram coletados. Na Figura abaixo, é ilustrada a imagem formada a partir de três das muitas projeções realizadas na varredura real. É possível observar uma silhueta borrada do objeto. Com um número muito maior de projeções, o borrão permanece devido à contribuição dos

acordo com a pergunta clínica.

c) Fase de Apresentação da Imagem A fase final é a conversão da imagem digital em uma imagem de vídeo, para que possa ser diretamente observada em um monitor de TV e, posteriormente documentada em filme. Esta fase é efetuada por componentes eletrônicos que funcionam como um conversor (vídeo) digital-analógico. A relação entre os valores do número de TC do pixel da matriz de reconstrução para os tons de cinza, ou de brilho, da matriz de apresentação é estabelecida pela seleção da janela. Os limites superior e inferior da janela são determinados pelo centro e a largura da janela, N TC (UH) que definem a faixa IMAGEM DIGITAL dos números de TC que é convertida em tons de cinza da imagem. Os pixels que possuem números de TC acima do limite superior da janela são mostrados na cor branca e aqueles cujos números de TC estão abaixo do limite inferior apresentam-se em preto. o

3.000

-1.000

Características da Imagem em TC As diferenças mais marcantes entre a imagem médica por radiografia convencional e TC são geradas por três fontes. A primeira fonte é o algoritmo de reconstrução da imagem, que envolve as medidas físicas da atenuação dos raios-X. O processo de cálculo anula o caráter local do erros e incertezas das medições, que são inevitáveis em qualquer

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ato de medir, e os distribui sobre toda a imagem. Assim, o ponto em que a distorção na imagem é mostrada não necessariamente coincide com o ponto do corpo que causou a distorção. A segunda diferença encontra-se na discretização, isto é, o coeficiente de atenuação do tecido é determinado a partir de um número finito de dados. Deste modo, certas regras devem ser obedecidas, caso contrário serão produzidas distorções na imagem sem correspondente na radiografia clássica [63]. A terceira é a imagem digital. Os principais parâmetros que descrevem fisicamente a imagem de TC são a resolução espacial de alto contraste (nitidez de detalhe), a resolução de baixo contraste (sensibilidade de contraste) e os artefatos de imagem. Além disso, dois fatores chave interferem na qualidade da imagem médica e na segurança: o tempo de aquisição de dados e a dose de irradiação por imagem. Comparada à radiografia convencional, as imagens por TC apresentam melhor sensibilidade de contraste (resolução de baixo contraste) , maior perda de nitidez de detalhe, além de mais ruído e artefatos. Quanto ao tempo de aquisição de dados, embora reduções significativas tenham ocorrido ao longo dos trinta anos alcançando 0,5 s por revolução do tubo, é maior do que o tempo de exposição nas radiografias convencionais. As doses de radiação por exame são ainda sensivelmente maiores.

a) Sensibilidade de contraste O grande avanço da qualidade da imagem de TC sobre a radiografia convencional encontra-se na sensibilidade de contraste ou resolução de baixo que determina o tamanho de detalhe que pode ser visivelmente reproduzido ainda que haja apenas uma pequena diferença na densidade relativa à área vizinha. Os fatores que contribuem para o alto grau de sensibilidade de contraste são: a imagem em planos sem a superposição de outras estruturas fora do plano, a seleção da janela que controla o contraste e o feixe de raios-X relativamente estreito que reduz a radiação espalhada.

fótons que atinge o detector. Este último é determinado pela tensão aplicada ao tubo, pela corrente no tubo, pelo filtro físico, a espessura do corte, a espessura e composição da região do corpo em estudo e pelo algoritmo de reconstrução, principalmente do núcleo de convolução [2].

c) Resolução Espacial Resolução espacial é a capacidade do sistema de mostrar detalhes finos de alto contraste, acima de 10% [100]. A resolução espacial pode ser descrita como a menor distância entre dois objetos pequenos que podem ser visibilizados na imagem. Na TC encontra-se na faixa de 0,7 mm a 2,0 mm. Muitos fatores contribuem para a perda de nitidez e redução da visibilidade de detalhe em TC, alguns controláveis pelo operador e outros característicos do projeto do tomógrafo. O fator mais significativo que leva à perda de nitidez é a espessura do raio da amostra ou a abertura da amostragem, visto que os detalhes anatômicos que se encontram dentro da espessura do raio não são distinguíveis durante o processo de medir. A espessura dos raios é determinada pela janela do detector, tamanho do ponto focal, deslocamento do ponto focal durante a medição de um perfil e o espaçamento entre raios. Outro fator que influi na resolução espacial é o tamanho do voxel, que depende do campo de visão, tamanho da matriz e espessura de corte. Os filtros de reconstrução também contribuem para a resolução espacial [100]. Deve-se estar ciente de que o menor detalhe que possa ser detectado em uma imagem de TC não corresponde necessariamente ao menor detalhe que possa ser visibilizado. Por exemplo: um detalhe de alto contraste em relação à sua vizinhança e tamanho menor do que um voxel pode influenciar no número de TC do pixel (valor médio do coeficiente linear de atenuação). Ele vai aparecer na imagem com um contraste relativamente visível em relação aos pixels adjacentes.

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

b) Ruído O ruído é aquele aspecto granulado observado na imagem de TC. É resultado da natureza quântica do fótons de raios-X, que gera uma flutuação estatística local nos números de TC dos pixels da imagem de uma região homogênea do corpo. A magnitude do ruído é determinada pelo desvio padrão dos números de TC sobre a região de interesse (ROI) em um material homogêneo. A fonte predominante de ruído é a flutuação do número de fótons de raios X detectados, portanto depende da eficiência dos detectores e do fluxo de

d) Artefatos Artefato de imagem é qualquer estrutura ou padrão na imagem que não tem correspondente no objeto em estudo. Qualquer sistema de imagem apresenta artefatos. Em virtude do processo de formação da imagem , os artefatos em TC são bem distintos de outras modalidades de imagem, sendo identificados pela sua aparência. A familiaridade com tais artefatos permite ao profissional experiente descontar subjetivamente a sua presença. Como fontes de artefatos têmse [111]: • • •

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

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• • • •

endurecimento do feixe (forma de cálice) desbalanceamento dos detectores (anéis) centralização efeito de volume parcial

O ruído estritamente falando não deixa de ser um artefato.

qualidade da imagem no tocante aos artefatos devido ao movimento do paciente, quer voluntário , quer involuntário. Tempos mais longos requerem maior cooperação do paciente. Outra vantagem da aplicação de tempos mais curtos é a possibilidade de estudos dinâmicos e o acompanhamento cinético do meio de contraste.

b) Espessura de Corte

Parâmetros que Afetam a Qualidade da Imagem em TC A qualidade da imagem de TC é uma matéria complexa influenciada por parâmetros relacionados à dose, por parâmetros relacionados ao processamento da imagem e por parâmetros clínicos.

A - Parâmetros Relacionados à Dose de Radiação

a) Fatores de Exposição Os fatores de exposição relacionados à dose de radiação para o paciente são os seguintes: tensão aplicada ao tubo de raios-X (kV), corrente no tubo de raios-X (mA) e tempo de exposição (s), os quais afetam tanto a qualidade de imagem como a dose de radiação para o paciente. Em geral, podem ser selecionados de um a três valores de tensão aplicados ao tubo na faixa entre 100 a 140 kV. O valor selecionado da tensão deve contemplar a composição e a espessura da região a ser analisada e o contraste desejado. Uma vez fixadas a tensão do tubo e a espessura de corte, a qualidade da imagem vai depender da exposição radiográfica, produto da corrente no tubo de raios-X e tempo de exposição, expresso em mAs. O valor absoluto do mAs necessário para uma certa imagem dependerá do filtro físico, dos detectores e da distância foco-detectores. Para um determinado modelo, aumentando-se a exposição melhora-se a resolução de baixo contraste devido à redução do ruído, porém, por outro lado, aumenta-se a dose do paciente. A qualidade de imagem consistente com as indicações clínicas deve ser atingida com a menor dose possível para o paciente. Nos casos em que o baixo ruído da imagem é crucial na obteção da informação, são aceitáveis doses mais altas para o paciente. Apenas os tomógrafos mais modernos permitem a seleção de tempo de revolução do tubo de raios-X. O tempo de exposição, durante a aquisição de dados, influencia a

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

c) Incremento de Mesa Na TC seriada, a separação entre cortes, irradiado e de imagem, é definida como o incremento da mesa menos a espessura nominal do corte, que são os parâmetros selecionáveis. Nos estudos clínicos, a separação entre cortes encontra-se na faixa de 0 a 10 mm se os cortes não são superpostos. Valores negativos significam que os cortes são superpostos. O espaçamento entre cortes não influencia as características da imagem de um único corte. Deve-se ter o cuidado de não deixar de visibilizar as lesões que caem no intervalo entre os cortes. O intervalo entre cortes não deve exceder a metade do diâmetro das lesões suspeitas. Cortes bem separados são utilizados nos estudos dos sinais de doenças distribuídos em todo o tecido. Os cortes seriados superpostos são utéis nas reconstruções multiplanares ou tridimensionais, diminuindo a aparência de degrau. Para um dado volume de investigação, quanto menor é a separação entre cortes maior será a dose local e a dose integral para o paciente. O aumento na dose local é em razão da superposição dos perfis de dose de cortes adjacentes. Já o que causa o aumento na dose integral é o aumento do volume de tecido diretamente irradiado, como indicado pelo fator de empacotamento.

d) Passo ou Fator de Passo

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Na TC helicoidal a separação entre cortes, durante a fase de exposição, é dada pelo passo. O passo é definido como a razão entre o deslocamento da mesa durante uma rotação completa do tubo e a espessura nominal de corte. Alguns fabricantes empregam o termo fator de passo, que é o vocábulo que melhor o define, visto que o passo de uma hélice se refere à distância entre dois pontos, cujos ângulos polares é 22π. Na prática médica, seleciona-se o fator de passo com os valores entre 1 e 2. Valores menores do que 1 significam que os cortes irradiados são sobrepostos. Em termos de dose e imagem, a maioria dos parâmetros da imagem são equivalentes se a região é investigada pela TC seriada contígua ou a TC helicoidal com passo = 1[57]. Para passo maior do que 1, a dose de radiação é reduzida se comparada com a varredura contígua em série, assim como a resolução de baixo contraste da imagem. O similar na varredura helicoidal seriam cortes não contíguos. Neste caso, na varredura helicoidal não há perda de registro das estruturas, o que ocorre no intervalo de separação entre os cortes na TC convencional. Se as imagens dos cortes são reconstruídas em intervalos iguais à espessura nominal de corte e o fator de passo na aquisição é maior do que 1,5, haverá perda significativa na resolução de baixo contraste da imagem final [109].

Varredura convencional

T

Varreduras helicoidais Passo = 1 Passo = 1,5 d= 1,5 T d= T

d

Passo = 2 d= 2 T

T

d

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

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

B - Parâmetros de Reconstrução e Apresentação da Imagem

a) Campo de Visão (FOV) O campo de visão (FOV) é definido como o diâmetro máximo na imagem reconstruída e abrange a faixa de 12 a 50 cm. Escolher um FOV pequeno significa reduzir o tamanho do “voxel”, uma vez que se utiliza toda a matriz de reconstrução para uma região menor do que no caso de um FOV mais extenso. Isto traz a vantagem de melhorar a resolução espacial da imagem. Ao se selecionar o FOV deve ser ponderado se todas as regiões com possíveis sinais de doença foram incluídas. O FOV muito pequeno pode excluir sinais relevantes da doença. b) Algoritmo Matemático O algoritmo de reconstrução é composto de instruções matemáticas para o cálculo da imagem e as etapas principais são a convolução dos perfis de atenuação e, posteriormente, a retroprojeção. O aspecto e as características da imagem de TC são fortemente dependentes do algoritmo selecionado, especificado pelo núcleo ou filtro de convolução. O algoritmo de reconstrução é selecionado conforme a indicação clínica e a área em estudo. Os algoritmos padrões ou de tecidos moles são os apropriados para a maioria dos exames. Existem outros tipos de algoritmos: alguns intensificam as bordas melhorando a resolução espacial, apropriados para exibir a imagem detalhada do tecido ósseo e do parênquima pulmonar; outros suavizam a imagem, diminuindo o ruído, levando, entretanto, a perda de nitidez.

e) Inclinação do “Gantry” A inclinação do “gantry” é definida como o ângulo entre o plano vertical e o plano formado pelo tubo de raios-X, o feixe de raios-X e o conjunto de elementos de detecção. O gantry, normalmente, permite inclinação de –25o a +25o Um ângulo diferente de zero pode ser apropriado para reduzir ou eliminar artefatos ou reduzir a dose de radiação em órgãos ou tecidos radiosensíveis.

f) Volume de Investigação O volume de investigação é o volume de imagem definido pelo início e pelo fim da região estudada. Deve-se cobrir todas as regiões que tenham possibilidade de apresentar sinais de doenças para a indicação do exame. Considerando que todos os outros parâmetros permaneçam

c) Algoritmo de Interpolação Para a reconstrução de imagens a partir da aquisição de dados em helicoidal, há dois tipos de interpolações básicas. Elas usam perfis de atenuação tomadas a meia rotação (180o) ou em uma rotação completa (360 o) do tubo nos dois lados do plano que se deseja a imagem. São indicados por termos claros como: >interpolação linear 180 = (IL 180 ), ou >interpolação linear 360 o = (IL 360) por alguns fabricantes. Outros fabricantes empregam uma terminologia própria como >slim= ou >wide=, ou >interpolação 1= e >interpolação 2=. Além desses dois tipos básicos de interpolação linear, vários sistemas possuem outros tipos de interpolações. Algumas vezes elas são utilizadas como padrão [24]. A interpolação linear 360 o que não é o padrão mais freqüente, dá origem a uma imagem do corte significantemente mais larga do que a correspondente

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varredura axial padrão usando o mesmo colimador de espessura de corte.

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

d) Algoritmos de Endurecimento de Feixe de Correção de Movimento A reconstrução das imagens pode ainda incorporar outras funções tais como: algoritmos de endurecimento de feixe para as investigações da cabeça, ombro ou pelve e algoritmo de correção de movimento para as varreduras de tronco. Elas são incorporadas como características padrão, ou são fornecidas como opções de acordo com a preferência do usuário.

e) Tamanho da Matriz de Reconstrução A matriz de reconstrução é o arranjo de linhas e colunas de pixels da imagem reconstruída, tipicamente 512 x 512 e 1024 x 1024. Os tomógrafos mais antigos apresentam matriz de reconstrução de menor tamanho.

Observação: Se os dados brutos de aquisição são armazenados e o processo de reconstrução posteriormente executado, diferentes características da imagem podem ser obtidas sem a irradiação adicional do paciente. Por exemplo: se se deseja analisar os tecidos moles e os detalhes das estruturas ósseas, os dados brutos são chamados à memória do computador, realizada a reconstrução com o algoritmo matemático padrão e, depois, imagens são reconstruídas com o algoritmo de intensificaçao de bordas. Esta prática de armazenar todos os dados brutos para depois realizar os processamentos matemáticos não faz parte da rotina, visto que eles ocupam muito espaço em disco ou memória.

L

L

W

N o TC L

W

A

B

W

C

Largura da Janela Constante

O ajuste correto da janela é também fundamental na análise das formas das estruturas. Por causa dos artefatos de volume parcial, o número de TC da borda entre duas estruturas contíguas é igual a um valor intermediário entre o valor do número de TC de cada estrutura. Isso dá uma impressão ótica de uma sombra acizentada no limite das superfícies. A resolução espacial da forma das estruturas pode ser aperfeiçoada ajustando-se a janela de modo que as estruturas fiquem melhor visibilizadas. Janelas muito estreitas minimizam o efeito de penumbra e melhoram oticamente a estrutura em estudo [111]. Pelo que foi mostrado acima, o centro e a largura da janela determinam o contraste da imagem e o tamanho das estruturas na imagem.

g) Filtros pós-Processamento Em adição aos principais algoritmos de reconstrução que são aplicados aos dados iniciais de atenuação (dados brutos), muitos tomógrafos oferecem filtros pósprocessamento que podem ser aplicados para suavizar ou intensificar a imagem final na tela do monitor. Há uma larga variedade de tipos desses filtros.

f) Ajuste da Janela de Apresentação h) Fator de “zoom” W

A B

No TC

W W

C

A

B Constante Centro da Janela

C

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

A imagem digital permite o uso do recurso de “zoom” para magnificar a imagem de um setor do campo investigado. Os valores dos pixels relativos àquele setor são redistribuídos, por interpolação, por toda matriz de apresentação. O “zoom” auxilia a análise de detalhes da imagem, acarretando, porém, a perda de nitidez.

C - Pârametros Clínicos O tamanho e a composição do paciente afetam os

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aspectos característicos da imagem tomográfica. Para uma dada exposição, as imagens de um paciente de grande porte apresentam mais ruído do que as imagens de pacientes de menor porte. Então, espera-se que aumentando a dose de radiação poder-se-á ter uma imagem melhor. Ocorre que a grande quantidade de tecido adiposo em pacientes obesos produz melhor delineação das estruturas do que ocorre com pacientes não obesos. Assim, a qualidade da imagem para o diagnóstico pode ser adequada, embora com mais ruído. Portanto, aumentar a dose de radiação para pacientes obesos não é regra geral. Por outro lado, pode não ser adequada a redução de dose em pacientes caquéticos, em razão da falta inerente de contraste do corpo [54]. As etapas de preparo do exame também concorrem para o sucesso da investigação. O paciente deve ser orientado a cooperar o máximo possível durante o procedimento. Em geral, o paciente deve permanecer em supino. Um posicionamento especial pode ser útil para reduzir os artefatos ou minimizar a exposição em órgãos ou tecido mais radiosensíveis. O paciente deve permanecer o mais imobilizado possível. As fontes principais de artefatos de movimentos involuntários do paciente são: respiração, atividade cardiovascular, peristalse e engasgo. Os artefatos ficam reduzidos diminuindo-se o tempo de aquisição de dados. Em exames de TC na região pelvi-abdominal, deve ser prescrita a administração de meio de contrate oral em intervalos de tempo e em dosagem apropriada à indicação para opacificar as cavidades. A administração de meio de contraste via retal pode ser necessária em alguns exames da pelve. Em alguns exames ginecológicos, utiliza-se o tampão vaginal. A administração de meio de contraste intravenoso é necessária em alguns estudos e deve ser aplicada de forma apropriada à indicação clínica, levando-se em consideração os fatores de risco [82]. Se for administrado meio de contraste intravenoso, o paciente deve fazer o exame em jejum, exceto de líquidos. Os órgãos radiosensíveis devem ser protegidos sempre que possível, isto quando estiverem fora do campo de imagem, de 10 a 15 cm do volume de investigação. O protetor de gônadas masculino tem se mostrado eficaz. O mesmo não ocorre com os protetores das gônadas femininas [10, 86]. Uma radiografia de projeção de cortes é necessária para definir o volume de varredura.

Grandezas Dosimétricas Usadas Em TC Na TC a fonte de irradiação em movimento rotacional produz, no interior da seção do corpo no paciente,distribuição de dose absorvida mais uniforme que a dos outros procedimentos da Radiologia Convencional onde a irradiação é unidirecional [39, 63]. Os parâmetros de exposição influenciam o valor da dose. Já a distribuição espacial relativa da dose absorvida depende dos parâmetros geométricos da unidade, tais como o ângulo de abertura, distância foco-centro de rotação e, fundamentalmente, da forma e composição do filtro moldado [17, 50, 51]. Por outro lado, o feixe de radiação em TC sendo muito fino, e a fonte de raios-X estando em movimento durante a exposição não permitem o uso dos instrumentos para medir radiação do mesmo modo que na Radiografia Convencional. Existe um grande número de grandezas propostas para a descrição do campo de radiação e a dose no paciente em TC [7,8, 17, 23, 24, 65, 70, 72, 88, 91, 93 ]. Em 1981, dois descritores de dose foram introduzidos pelo FDA [93]: o índice de dose em tomografia computadorizada (CTDI) e a dose média em múltiplos cortes (MSAD). Eles deram origem às formas mais difundidas de descrição da dose. Vale ressaltar que, no começo dos anos 80, o único modo de varredura existente era a varredura seriada, ou seja, corte a corte. O CTDI é definido como a razão entre a integral do perfil de dose em um único corte (D1(z)) ao longo de uma linha infinita perpendicular ao plano tomográfico e o produto da espessura nominal de corte (T) pelo número de cortes irradiados por varredura (n), ou seja:

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

1 nT

∞

∫ D1 ( z ) dz

−∞

contribuição de radiação espalhada).

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

MSAD =

1 I

∞

2

∫ D N , I ( z ) dz

−I

prático para fazer medidas para estimar CTDI é utilizar uma câmara de ionização do tipo lápis, de comprimento sensível de 100 mm, projetada especialmente para TC [104]. Medida deste modo e com o intervalo de integração de 100 mm, a

2

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

1 D( z )dz = CTDIideal T −∫∞

-∞

1 5 cm D( z )dz = CTDI 10 cm T − 5∫cm

z

∞

10 cm

7T

T  MSAD = CTDI .  I Nos casos dos cortes serem contíguos, tem-se: MSAD = CTDI Da própria definição, a MSAD só é possível ser estimada em um simulador padrão. O FDA também definiu que os simuladores padrão seriam de cabeça e de tronco [30]. A MSAD é a grandeza recomendada pela American Association of Physicists in Medicine (AAPM) para os testes de aceitação [2]. Foi também a grandeza básica em dois levantamentos de dose em exames de TC de crânio nos Estados Unidos. No primeiro, as estimativas foram realizadas na periferia do simulador [71], a 1 cm da borda e no segundo levantamento com as medidas no centro do simulador [18]. Os protocolos de medir, nos dois casos, estabeleciam a estimativa de CTDI, isto é, medições de dose durante a exposição de varredura de um único corte e a estimativa de MSAD usando as mesmas suposições que as utilizadas para o estabelecimento das equações B.3 ou B.4. O FDA adotou uma definição particular para o CTDI, o CTDIFDA [30], para os testes de conformidade nos tomógrafos comercializados nos Estados Unidos. O CTDIFDA envolve a integração de D1(z) sobre um intervalo equivalente a 14 vezes a espessura nominal do corte, em um simulador padrão (cabeça ou tronco). Ele é expresso em termos da dose absorvida no PMMA. O intervalo escolhido se deu, provavelmente, pelo fato já aceito pelos especialistas de que 14 cortes seriam suficientes para estabelecer uma relação direta entre CTDI e MSAD. Como todos os fabricantes que comercializam tomógrafos nos Estados Unidos foram obrigados a reportarem os valores de CTDIFDA para todos os modos de operação, no centro do simulador e na periferia a 1 cm das bordas, foi gerada uma base de dados de dosimetria de TC. Esta grandeza, CTDIFDA, no entanto, não é prática de se medir porque o intervalo de integração varia com a espessura nominal de corte. Na realidade, o modo mais

1 D( z )dz = CTDIFDA T −∫7T

14 T

Descritores de Dose - CTDI

grandeza é denominada de CTDI100 . De modo a simplificar os procedimentos de medir CTDIFDA e, ao mesmo tempo, permitir uma comparação entre os resultados de medições de dose nas diferentes versões de CTDI, foram determinados fatores de conversão entre CTDI100,PMMA (intervalo de integração de 100mm , medido e expresso no PPMA) e CTDIFDA para as diferentes espessuras de corte, simuladores (cabeça ou tronco) e posições dentro do simulado [24, 62]. O CTDIar é uma grandeza relacionada com o rendimento do tubo de raios-X do tomógrafo e é adequada para os testes de constância. Foi a grandeza básica de medida da radiação nos levantamentos da prática de TC nos países da Europa [16, 33, 49, 83, 95, 97]. Por si só, o CTDIar não é um bom indicador para fazer comparações entre os níveis de radiação devido a técnicas de exames entre diferentes modelos ou serviços. Do mesmo modo, não serve como indicador do risco de radiação. A relação entre CTDIar e a dose efetiva, a grandeza de radioproteção relacionada ao risco devido à radiação, varia de um fator de até 3 entre os diferentes modelos de tomógrafos [17, 97]. Estas diferenças são causadas pelos projetos dos tomógrafos que empregam diferentes desenhos e materiais de filtro moldado. Contudo, o CTDIar é a grandeza operacional fundamental na dosimetria do paciente. A dose efetiva para um determinado protocolo de técnica radiográfica pode ser calculada a partir da medida de CTDIar e a utilização dos coeficientes de conversão para as doses em órgãos. Estes coeficientes são determinados para cada modelo de tomógrafos, usando a técnica de Monte Carlo e um simulador matemático antropomórfico [52, 115]. Quando as medidas de radiação são realizadas ao ar livre, CTDI100,ar, o comprimento da câmara de ionização é suficiente para abranger todo o perfil de dose para as espessuras de corte típicas das empregadas na clínica. Porém, se as medições são realizadas em simuladores dosimétricos, a radiação espalhada no seu interior modifica o formato da função perfil de dose, alargando-o de muitas

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vezes o valor da espessura nominal do corte. Neste caso, o intervalo de 100 mm passa a ser insuficiente para cobrir todo o perfil axial de dose dentro do simulador para cortes mais espessos. A razão entre os valores de CTDIFDA e de CTDI 100 estimados no centro e a 1 cm da borda dos simuladores varia de até 4 vezes [17], entre os vários modelos de tomógrafos, devido à influência dos filtros moldados na distribuição de dose no interior dos simuladores [17, 51]. Portanto, medir a radiação em apenas um ponto não caracteriza as diferenças na distribiuição de dose entre os diferentes modelos de tomógráfos. Leitz e colaboradores [65] propuseram uma grandeza prática como indicadora de dose média em um único corte, o Índice Ponderado de Dose em Tomografia Computadorizada, CTDIw. Presumindo que a dose no simulador diminui linearmente na direção radial, no sentido da superfície ao centro, eles definiram CTDIw como: CTDIw = 1/3 CTDI100,C + 2/3 CTDI100, P onde, CTDI100,c representa a medida realizada no centro e CTDI100,p representa a média das medidas em quatro pontos diferentes em torno da periferia do simulador.

PRINCÍPIOS DE RADIOPROTEÇÃO E CRITÉRIOS DE QUALIDADE EM TC 1 Princípios Básicos de Radioproteção para Aplicações Médicas Os dois princípios básicos de Radioproteção recomendados pela Comissão Internacional de Proteção Radiológica (ICRP) para as exposições médicas, são: a justificação da prática e a otimização da radioproteção, incluindo as considerações de níveis de dose de referência para Radiodiagnóstico [41, 42, 43]. A ênfase é manter a dose para o paciente o mais baixa quanto razoavelmente exeqüível (princípio ALARA), compatível com os padrões aceitáveis de qualidade de imagem. Esses princípios foram adotados no Regulamento Técnico do Ministério da Saúde “Diretrizes de Proteção Radiológica em Radiodiagnóstico Médico e Odontológico” [73].

1.1 Justificação da Prática O primeiro passo para a radioproteção é a justificação da prática, que na Radiologia está intimamente ligada ao grau de informação que pode ser extraído do estudo. A investigação radiológica só é justificável se houver

uma indicação clínica válida. Como qualquer método que envolve radiação ionizante, ao ser solicitado um exame de TC é necessário ponderar se o resultado desejado pode ser conseguido por outros métodos acessíveis e com um menor risco associado. Em muitos casos, as imagens por ultra-som (US) e ressonância magnética (RM) apresentam-se como métodos alternativos à TC [22]. O valor alto da dose de radiação em TC exige cuidado especial na solicitação do exame em mulheres grávidas e crianças. Do mesmo modo, cuidados especiais devem ser tomados quando órgãos ou tecidos mais radiosensíveis são expostos. Os critérios de autorização de uma solicitação de exame, nestes casos, devem ser mais restringentes. A seleção da técnica de imagem mais adequada à questão clínica é, muitas vezes, tarefa não trivial frente à rápida evolução dos métodos de imagem. A Organização Mundial de Saúde (OMS) [113, 114] e o Royal College of Radiology [90] têm publicado guias de orientação para médicos solicitantes. Com isso, procuram evitar custos supérfluos para a saúde, irradiações desnecessárias aos pacientes e desgaste emocional dos pacientes e seus familiares. Os regulamentos técnicos, por exemplo o da Inglaterra, exigem que um profissional qualificado, o médico radiologista, aprove a necessidade do exame de TC, em razão das altas doses de radiação envolvidas. Com isto, ele assume toda a responsabilidade clínica do exame [89]. Nesta estrutura, o médico radiologista e o médico solicitante devem trabalhar em estreito contato a fim de estabelecer o procedimento mais apropriado para o paciente. No Brasil, a responsabilidade das vantagens, limitações ou proibições da prática radiológica e dos riscos de radiação associados ao procedimento recaem sobre o médico que prescreve ou solicita o exame [73] e sobre o médico radiologista que realiza ou orienta o exame.

1.2 Otimização da Radioproteção Justificada a solicitação do exame, o próximo passo da radioproteção é otimizar o processo da imagem, isto é, obter a informação clínica com a menor dose possível. Em relação à dose de radiação, a ICRP tem estimulado a aplicação de níveis de referência para exames de Radiodiagnóstico como subsídio à otimização da radioproteção nas exposições. Os níveis de referência para o Radiodiagnóstico servem como o limiar para desencadear uma investigação quando a dose de radiação estiver acima da situação ótima e forem urgentes as ações de redução de dose. Permitem, também, comparar as técnicas de exames realizados

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em diferentes serviços e em diferentes modelos de equipamentos. Os níveis de referência para Radiodiagnóstico auxiliam apenas a identificação da prática inadequada, não sendo bons indicadores do desempenho satisfatório da imagem. Eles podem ser estabelecidos com base em levantamentos de dose em larga escala, levando em conta a variação de desempenho entre os diferentes serviços e clínicas [40]. Esta abordagem foi aplicada com sucesso, na Inglaterra, para os exames mais freqüentes de radiografia convencional. Para cada tipo de exame, o valor do nível de referência foi estabelecido pragmaticamente como o valor do terceiro quartil da distribuição das doses médias de amostras representativas de pacientes de cada serviço [89, 99]. Os serviços com doses acima do terceiro quartil foram encorajados a investigar as causas e se ajustarem à boa prática. A informação clínica abrange duas fases: qualidade da imagem e qualidade da interpretação clínica. Mesmo após um século da utilização de procedimentos radiológicos, é quase impossível definir de modo claro e sem equívocos a qualidade da imagem radiológica. Como o desempenho dos equipamentos é componente importante na cadeia da formação da imagem e a metodologia dos testes para verificação e constância dos aspectos técnicos e físicos já estão estabelecidos, muitas vezes as estratégias de otimização restringem-se ao programa de controle de qualidade do equipamento [21 ,106]. Stender e Stieve [102], em 1984, propuseram abordagem abrangente para avaliação da boa prática de imagem diagnóstica. Eles sistematizaram uma base para estabelecer critérios de qualidade para exames radiográficos, com os requisitos físicos, técnicos e clínicos e apresentaram os primeiros critérios da qualidade para alguns exames radiográficos [102,103]. O conceito de critérios da qualidade interligando os aspectos da qualidade diagnóstica da imagem, dose de radiação ao paciente e técnica de boa prática foi reconhecido pelo Grupo de Radioproteção da CE que os adotou como base para uma infra-estrutura operacional de proteção radiológica [92]. As orientações referentes aos critérios da qualidade fornecem um apoio para a interpretação correta da imagem. Um processo coerente para o estabelecimento dos valores dos níveis de referência para Radiodiagnóstico foi apresentado por Moores [74]. A seqüência proposta é: a partir do consenso dos requisitos mínimos da imagem clínica, procuram-se os parâmetros da técnica que produzam essas imagens, seleciona-se a que é adequada à rotina, considerando as alterações decorrentes das diferenças de tamanho entre pacientes e o nível de dose. O valor do nível de dose de referência é então estabelecido.

2 Critérios da Qualidade Em 1984, na CE, teve início a formação de grupos de trabalhos para estabelecer diretrizes para a implantação de critérios da qualidade em várias aplicações da Radiologia [92]. O primeiro documento publicado foi na área de radiografia convencional para adultos [26]. Logo após foram apresentados critérios da qualidade para a radiografia convencional pediátrica [27] e mais recentemente para TC em pacientes adultos [28]. Estão em andamento os grupos de estudos para TC pediátrica e para os procedimentos radiológicos intervencionistas. Têm sido realizados levantamentos cobrindo toda a Europa para verificar se os critérios propostos são adequados, compreensíveis e exeqüíveis. Ao mesmo tempo, tais levantamentos fornecem informações sobre o grau de desempenho das imagens médicas no continente. Os resultados também têm sido úteis para a revisão dos critérios da qualidade. Até o momento já foram realizados dois levantamentos sobre a técnica de radiografia convencional em adultos [68, 69] e um sobre TC [48, 53]. O Brasil participou de um desses levantamentos de radiografia convencional realizado em 1991 [68]. Os critérios da qualidade para o exame mamográfico foram incorporados à metodologia do Programa de Certificação do CBR em Mamografia [61].

2.1 O Documento EUR 16262 - Critérios da Qualidade em Tomografia Computadorizada O Documento EUR 16262 [28] apresenta as diretrizes da CE para os critérios da qualidade em TC. O objetivo do documento é direcionar a prática da TC no sentido de se obter imagens de qualidade aceitável em todos os países da Europa com dose de radiação, por exame, razoavelmente baixa. Ele se destina aos profissionais técnicos e médicos envolvidos na realização do exame, aos que projetam tomógrafos computadorizados e acessórios, aos que fazem manutenção dos equipamentos, aos que especificam e compram equipamentos e às autoridades sanitárias. O Documento apresenta os critérios da qualidade para seis grupos de exames de TC: crânio, face e pescoço, coluna, tórax, abdome e pelve, ossos e juntas. Cada grupo de exames é subdividido nos exames mais freqüentes de órgãos específicos ou de partes do corpo: Grupo

Exames

Crânio:

geral do cérebro e base do crânio

Face e pescoço:

face e seios da face, osso petroso, órbitas, sela túrcica e hipófise, glândulas salivares (parótida e submandibular), faringe e laringe.

Coluna:

estruturas vertebrais e para vertebrais, segmento lombar da coluna (herniação discal) e medula óssea.

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terminologia:

Grupo

Exames

Tórax:

tórax geral, tórax vasos do mediastino e tórax alta resolução

A- Visualização:

Órgãos e estruturas são detectáveis no volume investigado.

Abdome e pelve:

abdome geral, fígado e baço, rins, pâncreas, glândulas adrenais, e pelve geral.

B- Reprodução crítica:

Ossos e juntas:

ossos da pelve e ossos do ombro

Os detalhes das estruturas para a indicação específica são discriminados em um grau essencial para o diagnóstico. Estão incluídos os termos:

Os critérios da qualidade são aplicáveis a pacientes adultos de aproximadamente 70 kg e 1,70 m de altura, com indicações comuns à técnica de TC. O Documento EUR 16262 deixa bem claro que esses critérios não são aplicáveis a todos os casos. Para certas indicações clínicas, imagens de qualidade inferior são aceitáveis. Neste caso, a dose de radiação para o paciente deveria ser mais baixa. As recomendações para cada exame são organizadas em: etapas preparatórias do exame, requisitos para o diagnóstico especificando os critérios anatômicos, critérios de dose de radiação para o paciente, exemplos de técnica para uma boa imagem, e condições clínicas que afetam a qualidade da imagem.

a) Etapas Preparatórias do Exame As etapas preparatórias visam garantir a justificativa e o controle do exame, compreendendo: indicação do exame acompanhado dos exames anteriores, preparo do paciente e radiografia de planejamento dos cortes. b) Requisitos para o Diagnóstico A qualidade da imagem de TC é fundamental para o diagnóstico correto. Para garantí-la, é necessário um controle físico da qualidade e um método para avaliar a qualidade da imagem para o diagnóstico. Assim, os requisitos para o diagnóstico são apresentados como os critérios anatômicos da imagem e os critérios físicos da imagem Os critérios anatômicos da imagem são os requisitos que devem ser atendidos quando são propostas questões clínicas específicas a fim de auxiliar o diagnóstico. Eles levam em conta a visibilidade de estruturas anatômicas importantes que devem estar presentes na área em estudo e o contraste entre os diferentes tecidos de interesse em função da sua relação com a manifestação radiográfica de uma doença, disfunção ou trauma. Se essas marcas anatômicas e o contraste entre os tecidos são bem visíveis em uma imagem tomográfica, então a imagem será capaz de apresentar os sinais da doença, quando presentes. Os requisitos para o diagnóstico distinguem três graus de visibilidade. Como até o momento não existem definições internacionalmente aceitas quanto aos termos que descrevam tais graus de visibilidade, adotou-se a

B.1 - Reprodução:

Detalhes de estruturas anatômicas são visíveis, embora não estejam necessariamente bem definidos; detalhes emergentes; indícios

B.2 - Reprodução visualmente precisa:

Os detalhes anatômicos estão claramente definidos; detalhes evidentes.

Os parâmetros físicos da imagem são mensuráveis por meio de simuladores e incluem ruído, resolução de baixo contraste, resolução espacial, linearidade, homogeneidade e estabilidade dos números de TC e perfil de sensibilidade de corte. Os testes de rotina para avaliar a constância do desempenho são especificados para os critérios físicos da imagem, fazendo parte, portanto do programa de controle de qualidade do tomógrafo que os serviços devem implementar [16, 73] a fim de garantir seu desempenho com qualidade satisfatória. c) Critérios de Dose de Radiação para o Paciente Quanto aos Critérios de Dose de Radiação para o Paciente, as diretrizes propõem dois descritores de dose: o índice ponderado de dose de TC (CTDIw) e o produto dosecomprimento (DLP): CTDIw é aproximadamente a dose média sobre um único corte, medido em um simulador padrão dosimétrico de cabeça (h) ou simulador padrão de tronco (b), expressos em termos de dose absorvida no ar (mGy). Os simuladores padrões dosimétricos são adotados pela International Electrotechnical Comission (IEC) [45]. O CTDIw é definido como: CTDIw = 1/3 CTDI100,C + 2/3 CTDI100, P onde CTDI100,c representa o índice de dose em tomografia computadorizada medido no centro do simulador com uma câmara de ionização de 100 mm de comprimento ativo e CTDI100,p representa a média das medições nas mesmas condições, porém realizadas em quatro pontos diferentes em torno da periferia do simulador. A estimativa de CTDIw fornece um controle da técnica de exposição, em especial do ajuste do mAs. DLP: também avaliado em simulador padrão dosimétrico de cabeça ou de tronco, é expresso em termos de dose absorvida no ar - comprimento (mGy cm). A monitoração do DLP fornece o controle do volume de irradiação e a dose total de um exame. O produto dose-comprimento para um exame completo:

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DLP = Σi nCTDIw x C x N x T

(mGy cm)

onde i representa uma seqüência de corte do exame que compõe parte do exame e N é o número de cortes, cada um de espessura T (cm), nCTDIw é CTDIw normalizado pela exposição radiográfica (mAs) e C exposição radiográfica em mAs utilizada na seqüência. No caso de varredura helicoidal, o produto dosecomprimento é: DLP = Σi nCTDIw x Tx A x t

(mGy cm)

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

TC helicoidal, o campo de visão (FOV), a inclinação do gantry, a tensão aplicada ao tubo de raio X (kV), a exposição radiográfica (mAs), o algoritmo de reconstrução, a seleção da janela para a exibição da imagem de interesse e os meios adicionais de proteção.

e)

Condições Clínicas com Impacto no Bom Desempenho da Imagem

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

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

2.2 Critérios da Qualidade para os Exames Crânio Rotina e Abdome Rotina

O CTDIw e o DLP formam a base das grandezas que expressariam os níveis de dose de referência para a TC . No Brasil, o descritor dose média em múltiplos cortes (MSAD) foi adotado para expressar o nível de referência em TC [73] [108], seguindo as recomendações do Basic Safety Standard (BSS) da Agência Internacional de Energia Atômica (IAEA) [40]. As definições e detalhes desses descritores de dose estão descritos no Apêndice B. O presente trabalho considera as grandezas CTDIw e o DLP como as que expressam os critérios de dose para uma boa prática.

A seguir serão transcritos os critérios da qualidade para os exames de crânio rotina e abdome rotina propostos pelo Documento EUR 16262 [28].

Os níveis de dose dependem da técnica radiográfica, dos equipamentos e das características clínicas e físicas do paciente [79]. Os valores para os critérios de dose da CE foram obtidos a partir de dois levantamentos abrangentes de dose. O primeiro foi no início dos anos 90 na Inglaterra para os exames de rotina [95, 97] e o segundo foi um estudo piloto dos critérios de imagem para alguns exames (seios da face, segmento lombar da coluna, tórax alta resolução, fígado e baço, e ossos da pelve) [48].

d) Exemplos de Técnica de Boa Imagem Os Exemplos de Técnica de Boa Imagem fornecem os parâmetros de técnica de TC que facilitariam o cumprimento dos requisitos de diagnóstico e de dose de radiação para o paciente. Se estes requisitos não forem cumpridos, então os exemplos de técnica de boa imagem podem ser usados como um guia para alcançá-los. Os parâmetros que contribuem para o cumprimento dos Requisitos para o Diagnóstico e os Critérios de Dose de Radiação para o Paciente são: a posição do paciente, o volume de investigação, a espessura nominal de corte, a separação entre cortes para TC seriada ou o fator de passo na  Curso: “ Tomografia Computadorizada: Formação da Imagem e Radioproteção”

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CRÂNIO, GERAL Etapas preparatórias: Indicações: lesões traumáticas, e doença estrutural suspeita ou conhecida, focalizada ou difusa, do cérebro, quando RM é contraindicada ou não disponível. -

Investigações preliminares convenientes: exame clínico neurológico; RM é freqüentemente um exame alternativo sem dose de radiação ionizante

-

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

Radiografia para o planejamento de cortes: lateral - da base do crânio ao vértex; em pacientes com múltiplos ferimentos da coluna cervical ao vértex 1. REQUISITOS PARA O DIAGNÓSTICO Critérios da Imagem: 1.1 1.1.1 1.1.2 1.1.3 1.1.4 1.1.5

Visualização de: Todo o cérebro Todo o cerebelo Toda calota craniana Ossos da base Vasos após meio de contraste intravenoso

1.2 1.2.1 1.2.2 1.2.3 1.2.4 1.2.5 1.2.6

Reprodução crítica Reprodução visualmente precisa da borda entre a substância branca e substância cinzenta Reprodução visualmente precisa do gânglio basilar Reprodução visualmente precisa do sistema ventricular Reprodução visualmente precisa do espaço do liquor cerebroespinal em torno do mesencéfalo Reprodução visualmente precisa do espaço do liquor cerebroespinal sobre o cérebro Reprodução visualmente precisa dos grandes vasos e do plexo coróide após meio de contraste intravenoso

2.

CRITÉRIOS DE DOSE DE RADIAÇÃO PARA O PACIENTE

2.1

CTDIw crânio rotina

:

2.2

DLP crânio rotina

:

3.

60 mGy 1050

mGy cm

EXEMPLOS DE TÉCNICA DE BOA IMAGEM 3.0

Posição do paciente

:

Supina

3.1

Volume de investigação

:

do forâmen magno ao vértex do crânio

3.2

Espessura nominal de corte

:

2-5 mm na fossa posterior; 5-10 mm nos hemisférios

3.3

Separação entre cortes/passo

:

Contíguos ou passo = 1

3.4

FOV

:

Tamanho da cabeça (cerca de 24 cm)

 Curso: “ Tomografia Computadorizada: Formação da Imagem e Radioproteção”

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3.5

Inclinação do gantry

:

+10-12 acima da linha da orbito-meato(OM) para reduzir a exposição no cristalino dos olhos

3.6

Tensão no tubo de raios-X (kV)

:

Padrão

3.7

Produto corrente no tubo e tempo de exposição (mAs)

:

Deve ser o mais baixo consistente com a qualidade da imagem requerida

3.8

Algoritmo de reconstrução

:

Tecido mole

3.9

Largura da janela

:

0 - 90 UH (cérebro supratentorial) 140 - 160 UH (cérebro na fossa posterior) 2.000 - 3.000 UH (ossos)

3.10

Posição da janela

:

40 - 45 UH (cérebro supratentorial) 30 - 40 UH (cérebro na fossa posterior) 200 - 400 UH (ossos)

4. CONDIÇÕES CLÍNICAS COM IMPACTO NO DESEMPENHO DA BOA IMAGEM 4.1

Movimento

-

artefato de movimento deteriora a qualidade da imagem (evitase imobilizando a cabeça ou sedando os pacientes não cooperativos)

4.2

Meio de contraste intravenoso

-

ajuda a identificar as estruturas vasculares, realça as lesões e as alterações da barreira sangue-cérebro deve-se preferir uma dose dupla com varredura de retardo para melhor delinear metástase ou lesões da SIDA

-

4.3

Problemas e armadilhas

-

Calcificações versus realce por contraste Artefatos de endurecimento do osso interpetroso

4.4

Modificação da técnca

-

Anormalia sutil pode ser checada com cortes na área da doença suspeita, antes de contemplar a administração de contraste.

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ABDOME, GERAL Etapas preparatórias: -

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

-

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

-

Preparação do paciente: informação a respeito do procedimento; eliminar resíduos de meio de contraste de alta densidade investigações prévias; aplicação oral de meio de contraste para contrastar o intestino; restrição de comida. mas não de líquido, se for administrado meio de contraste intravenoso

-

Radiografia para o planejamento de cortes: frontal do tórax inferior à pelve

1. REQUISITOS PARA O DIAGNÓSTICO Critérios de Imagem: 1.1 1.1.1 1.1.2 1.1.3 1.1.4 1.1.5 1.1.6

Visualização de: Diafragma Todo fígado e baço Outros órgãos parenquimatosos retroperitonial (pâncreas, rins) Aorta abdominal e a parte proximal das artérias ilíacas comum Parede abdominal incluindo todas as herniações Vasos após meio de contraste intravenoso

1.2 1.2.1 1.2.2 1.2.3 1.2.4 1.2.5 1.2.6 1.2.7 1.2.8 1.2.9 1.2.10 1.2.11 1.2.12 1.2.13

Reprodução crítica Reprodução visualmente precisa do parênquima hepático e vasos intra-hepáticos Reprodução visualmente precisa do parênquima esplênico Reprodução visualmente precisa do intestino Reprodução visualmente precisa do espaço retroperitoneal perivascular Reprodução visualmente precisa dos contornos do pâncreas Reprodução visualmente precisa do duodeno Reprodução visualmente precisa dos rins e ureteres proximais Reprodução visualmente precisa da aorta Reprodução visualmente precisa da bifurcação da aórtica e arterias ilíacas comum Reprodução dos linfonodos menor do que 15mm Reprodução dos ramos da aorta abdominal Reprodução visualmente precisa da veia cava Reprodução dos tributários da veia cava em particular a veia renal

2.

CRITÉRIOS PARA DOSE DE RADIAÇÃO AO PACIENTE

2.1

CTDIw

:

Abdome rotina: 35 mGy

2.2

PDC

:

Abdome rotina: 800 mGy cm

3.

EXEMPLOS DE TÉCNICA DE BOA IMAGEM 3.0

Posição do paciente

:

Supina, com os braços no tórax ou na altura da cabeça

 Curso: “ Tomografia Computadorizada: Formação da Imagem e Radioproteção”

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3

3.1

Volume de investigação

:

Da parte superior do fígado à bifurcação aórtica

3.2

Espessura nominal de corte

:

7-10 mm; 4-5- mm somente para indicações restritas (suspeita de pequenas lesões ), seriada ou de preferência helicoidal

3.3

Separação entre cortes / passo

:

Contíguos ou passo = 1; em investigações rastreadas, por ex. nas lesões traumáticas 10 mm ou um passo de 1,2 - 2,0

3.4

FOV

:

Ajustado ao maior diâmetro abdominal

3.5

Inclinação do gantry

:

Nenhuma

3.6

Tensão no tubo de raios-X (kV)

:

Padrão

3.7

Produto corrente no tubo e tempo de exposição (mAs)

:

Deve ser o mais baixo consistente com a qualidade de imagem requerida

3.8

Algoritmo de reconstrução

:

Padrão ou tecido mole

3.9

Largura da janela

:

150-600 UH (tecido mole) 2.000-3.000 UH (osso, se necessário)

3.10

Posição da janela

:

30-60 UH (exame intensificado) 0-30 UH (exame não intensificado) 400-600 UH (osso, se solicitado)

3.11

Meios Proteção

:

“Bolsa” plumbífera para as gonadas masculina se a borda do volume de investigação se dista a menos de 1015 cm

4. CONDIÇÕES CLÍNICAS COM IMPACTO NO DESEMPENHO DA BOA IMAGEM 4.1

Movimento

-

Artefato de movimento deteriora a qualidade da imagem. Evita-se pela técnica padrão de apnéia; se não for possível o modo alternativo é fazer a varredura durante a respiração lenta

4.2

Meio de contraste intravenoso

-

Utilizado para diferenciar vasos e tecidos de órgãos das estruturas adjacentes e para detectar lesões parenquimatosas em órgãos sólidos

4.3

Problemas e armadilhas

-

partes não contrastadas do intestino pode simular tumores a delineação de órgãos e estruturas pode ser fraca em pacientes caquéticos com gordura intra e retroperitonial reduzida

4.4

Modificação da técnca

-

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

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IRD- 2002

4

REFÊRENCIAS

A categorical course in physics.Technology update and

(Observação:nem todas as referências foram citadas nos textos apresentados)

quality improvement of diagnostic x-ray imaging equipment. RSNA 1996: 161-171. 12. Bogucki TM. Laser Cameras. IN: Gould RG, Boone JM.

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

editores.

and image quality criteria in computed tomography. Radiat

physics.Technology update and quality improvement of

Prot Dosim 1995; 57:125-126.

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

2. American Association of Physicists in Medicine.

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

Specification

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

and

acceptance

testing

of

computed

tommography scanners - AAPM Report No. 39. New York:American Institute of Physicits; 1993. 3. American College of Radiology - ACR standard for performance of pediatric and adult thoracic computed tomography. [online] 1999 May 5 URL: http://www.acr.org consultado em 1999 Jun 25. 4. American College of Radiology - ACR standard of the performance of computed tomography in neuroradiologic imaging of adults and children. [online] 1999 May 5 URL: http://www.acr.org consultado em 1999 Jun 25. 5. American College of Radiology - ACR standard of the performance of computed tomography of abdomen and pelvis. [online] 1999 May 5 URL: http://www.acr.org consultado em 1999 Jun 25. 6. American College of Radiology - ACR Standard for diagnostic medical physcis performance monitoring of computed tomography. [online] 1999 May 5 URL: http://www.acr.org consultado em 1999 Jun 25. 7. Atherton JV, Huda, W. CT Doses in cylindrical phantoms . Phys Med Biol 1995; 40:891-911. 8. Atherton JV, Huda, W. Energy imparted and effective doses in computed tomography. Med Phys 1996; 23:735-741. 9. Bahner ML, Reith W, Zuna I et al. Spiral CT versus incremental CT: is spiral CT superior in imaging of the brain? Eur Radiol 1998; 8:416-420.

Syllabus:

A

categorical

course

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

for

brain

computed

15. Carlos MT, Peixoto JE, Koch HA et al. Proposal of a CT accreditaion program in Brazil. Programme and book of abstracts of workshop on quality criteria for computed tomography; 1998 Nov 13-14; Aarhus, Denamark; 1998. p. p1. 16. Carvalho AF, Oliveira AD, Alves J et al. Qualiy control in computed tomography performed in Portugal and Denamark. Radiat Prot Dosim 1995; 57:333-337. 17. Christensen JJ, Jessen LC, Jessen KA et al. Dosimetric investigation in computed tomography. Radiat Prot Dosim 1992; 43:233-236. 18. Conway BJ, McCrohan JL, Antonsen RG et al.Average radiation dose in standard CT examinations of the head: results of the 1990 NEXT survey. Radiology 1992; 184:135140. 19. Cormack AM. Early two-dimensional reconstruction and recent topics stemming from it. Med Phys 1980; 7:277-282. 20. Crawford CR, King KF. Computed tomography scanning with simulatneous patient translation. Med Phys 1990; 17:967-968. 21. David, DEH. Protocolo para controle de qualidade em imagens de tomografia computadorizada. Dissertação de Mestrado em Ciências. Curitiba: Engenharia Elétrica e Informática Industrial. Centro Federal de

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

Tecnológica do Paraná, 1997.

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

tomography

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

10. Beaconsfield T, Nicholson R, Thornton A et al. Would Eur Radiol 1998; 8:664-667.

in

Educação

22. Dixon AK. The appropriate use of computed tomography. Br J Radiol 1997; 70: S98-S105.

future directions.IN: Gould RG, Boone JM. editores. Syllabus:  Curso: “ Tomografia Computadorizada: Formação da Imagem e Radioproteção”

IRD- 2002

5

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

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

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

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

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

22:247-255.

CT scanners: methods and methodology for assessing

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

imaging performance and dosimetry. MDA Evaluation Report

and

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

acceptance testing and quality control. Report of AAPM

25. European Commission. Criteria for acceptability of

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

radiological (including radiotherapy) and nuclear medicine

Med Phys 1993; 20:427-438.

installations. European Commission. Directorate-General

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

Environment, Nuclear Safety and Civil Protection. EC- RP91

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

Publication Radiation Protection 91, 1997.

527.

26. European Commission. European guidelines on quality

38. Hounsfield GN. Computed medical imaging. Med Phys

criteria for diagnostic radiographic images, Report EUR

1980; 7:283-290.

16260, 1996

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

27. European Commission. European guidelines on quality

Dosim 1985; 12:241-249.

criteria for diagnostic radiographic images in paediatrics,

40. International Atomic Energy Agency. International basic

Report EUR 16261, 1996.

safety standards for protection against ionizing radiation and

28. European Commission. European guidelines on quality

for the safety of radiation sources.Vienna: International

criteria for computed tomography, Report EUR 16262, 1999

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

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

41. International Commission on Radiological Protection.

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

1990 recommendations of the ICRP. ICRP Publication 60.

81-8162 1981.

Oxford: Pergamon Press; 1991.

30. Food and Drug Administration, Department of Health and

42. International Commission on Radiological Protection.

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

Protection of the patient in diagnostic radiology. ICRP

major components amendments to performance standard;

Publication 34 Oxford: Pergamon Press; 1982.

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

43. International Commission on Radiological Protection.

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

Radiological protection and safety in medicine ICRP

167:1265-1370

Publication 73, Oxford: Pergamon Press, 1996.

32. Gagne RM. Geometrical

aspects

of

laser

cameras:

history,

design

considerations,

computed

44. International Commission on Radiation Units and

tomography: sensitivity profile and exposure profile. Med

Measurements. Measurement of dose equivalents from

Phys 1989; 11:321-325.

external photon and electron radiations.ICRU Report 47.

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

Bethseda: International Commission on Radiation Units and

image quality for computed tomography in several Dutch

Measurements, 1992: 23.

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

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

34. Gmeiwieser J. Quality Assurance in abdominal computed

Evaluation and routine testing in medical imaging

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

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

Schibilla H eds. Optimisation of image quality and patient

computed

exposure in diagnostic radiology. London: Bristish Institute

Electrotechnical Commission, 1994.

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

46. Imaging Performance Assessment of CTScanner. Mult-

tomography.

Geneva:Internacional

 Curso: “Tomografia Computadorizada: Formação da Imagem e Radioproteção”

IRD- 2002

21

slice

CT

scanner

[Online].1999;

URL:

Ultrasound CT MR 1994; 15:81-89.

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

57. Kalender WA, Polacin A. Physical performance

de 1999]

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

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

915.

radiation dose profile using TL dosemeters. Radiat Prot

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

Dosim 1995; 60:231-235.

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

48. Jessen KA. Presentation of Pilot Study. Dosimetric

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

evaluation. Programme and book of abstracts of workshop on

183.

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

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

Aarhus, Denamark; 1998. p.5b.

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

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

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

Determination of collective effective dose equivalent due to

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

computed tomography in Denmark in 1989. Radiat Prot Dosim

Systems, their applications and dosimetry. Abstratct of IPEM

1992; 43:37-51.

Meeting Dose

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

London,29/06/99.

shape on absolute computed tomographic numbers for

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

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

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

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

258

patient exposure in diagnostic radiology. London: Bristish

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

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

computed tomography dose index. Health Physics 1996;

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

71:219-224.

beam shaping filters and their design on the surface radiation

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

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

Berlin and Munich: Siemens Aktiengesellschaft; 1988.

Moores B M, Wall B F, Eriskat H, and Schibilla H eds. Optimisation of image quality and patient exposure in diagnostic radiology. London:

Bristish

Institute

of

Reduction

in Diagnostic

Radiology

64. Kuntz R, Skalej M, Stefanou A. Image quality of spiral CT versus conventional CT in routine brain imaging. Eur J Radiol 1998; 26: 235-240.

Radiology; 1989; Report 20:160-163. 65. Leitz W, Axelsson B, Szendrö G. Computed tomography 52. Jones DG, Shrimpton PC. Survey of CT pratice in the UK 1991 - part 3: Normalized organ doses calculed using Monte

dose assessment - a practical approach. Radiat Prot Dosim 1995; 57:377-380.

Carlo techniques. NRPB R250. London: HMSO; 199. 66. Leitlinien der Bundesärztekammer zur Qualitätssicherung 53. Jurik AG. Presentation of pilot study. Clinical evaluation.

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

Programme and book of abstracts of workshop on quality criteria for computed tomography; 1998 Nov 13-14; Aarhus, Denamark; 1998. p.5a.

67. Liang Y, Kruger RA. Dual slice spiral versus single slice scanning: comparison of the physical performance of two computed tomography scnners. Med Phys 1996; 23:205-220.

54. Jurik AG, Bongartz G, Golding SJ et al. The quality criteria for computed tomography. Radiat Prot Dosim 1999; 80:49-54.

68. Maccia C, Ariche-Cohen M, Severo C et al. The 1991 trial on quality criteria for diagnostic radiographic images. Report

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

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

computed tomography. Eur J Radiol 1997; 7:77-81. 69. Maccia C, Wall BF, Padovani R et al. Results of a trial set 56. Kalender WA. Techical foundations of spiral CT. Semin  Curso: “Tomografia Computadorizada: Formação da Imagem e Radioproteção”

IRD- 2002

22

up by a study group of the radiation protection programme

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

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

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

Optimisation of image quality and patient exposure in

from 1983 to 1993 - Examination frequency and collective

diagnostic radiology. London:

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

Bristish

Institute

of

Radiology; 1989; Report 20:

260.

70. MacGhee PL, Humphreys S. Radiation dose associated

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

with spiral computed tomography. Canadian Ass of Radiol

tomography in abdominal trauma: an audit of usage and

Journal 1994; 45:124-129.

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

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

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

radiation doses in a standard head examination for 250 CT

computed

systems . Radiology 1987; 163:263-268.

consequences from a field study in the Federal Republic of

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

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

tomography. Radiology 1978; 129:457-463.

H eds. Optimisation of image quality and patient exposure in

73. Ministério da Saúde. Diretrizes de proteção radiológica em

diagnostic radiology. London:

radiodiagnóstico médico e odontológico- Regulamento

Radiology; 1989; Report 20:185-187.

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

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

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

Industries, Inc. pencil chamber for direct beam CT

74. Moores BM. CEC quality criteria for diagnostic

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

radiographic images - basic concepts. Radiat Prot Dosim

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

1995; 57:105-110.

quality in CT. Programme and book of abstracts of workshop

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

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

computed tomography with special reference to thin-slice

Aarhus, Denamark; 1998. p. p5.

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

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

76. Neves ALE. Qualidade da imagem em mamografia -

CT scanning in an anthropomorfhic phantom by the use of a

Análise dos resultados do programa de certificação da

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

qualidade em mamografia do Colégio Brasileiro de Radiologia.

87. Radiation Measurements, Inc. Quality Assurance for your

Dissertação de Mestrado em Medicina. Rio de Janeiro:

CT scanner- Instructions for Head/Body Phantom model

Departamento de Radiologia da Faculdade de Medicina da

461A. Middleton :1985.

Universidade Federal do Rio de Janeiro, 1997.

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

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

RadioGraphics 1992; 12:1225-1246.

essentials, Capítulo 14, Advanced topics in regression and

89. Royal College of Radiologists, National Radiation

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

Protection Board. Patient dose reduction in diagnostic

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

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

essentials, Capítulo 15, Principal Components and Factor

90. Royal College of Radiologists Working Party. Making the

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

best use of a department of clinical radiology: Guidelines for

79. Olerud HM, Analysis of factor influencing patient doses

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

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

1995

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

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

phantom for receiver operating characteristic studies in CT

dose and image quality in spiral computed tomography:

tomographic

examinations:

Bristish

results

Institute

and

of

 Curso: “Tomografia Computadorizada: Formação da Imagem e Radioproteção”

IRD- 2002

23

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

and physical parameters for quality assurance in medical

71: 734-744.

diagnostic radiology - Tolerances, limiting values and

92. Schibilla H, Moores BM. Diagnostic Radiology Better

appropriate measuring methods. London: Bristish Institute of

Images - Lower dose compromise or correlation? A European

Radiology; 1989; Report 18:2-10.

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

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

382-387.

chamber for measurement of exposure resulting from a

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

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

describing the doses delivered by transmission x-ray

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

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

Practice in Sweden - Quality Control, Techiques and Patient

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

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

Radiol. 1998; 71:1-3.

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

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

controle de qualidade e radioproteção em tomografia

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

computadorizada. Dissertação de Mestrado em Ciências da

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

Engenharia Nuclear. Rio de Janeiro: Engenharia Nuclear do

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

Instituto Militar de Engenharia, 1997.

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

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

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

techniques and absorved dose in various Dutch hospitals. Br

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

J Radiol 1997; 70:367-371.

London: HMSO; 1991.

108.Vega WF. Avaliação de níveis de referência em

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

diagnóstico por tomografia computadorizada. Dissertação de

ray computed tomography as source of medical exposure.

Mestrado em Ciências em Engenharia Nuclear. Rio de Janeiro:

Radiat Prot Dosim 1995; 57:413-415.

COPPE-UFRJ, 1999.

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

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

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

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

examinations in English hospitals. NRPB R200 . London:

488.

HMSO; 1986.

110.Wang G, Vannier MW. Longitudinal resolution in

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

volumetric x-ray computerized tomography - Analytical

Rockville: An Aspen Publication Inc; 1987.

comparison between conventional and helical computerized

101. SPSS (Statistical Package for Social Science) for windows versão 6.0 de 1993. 102. Stender HSt, Stieve FE. Image quality - Physical and

tomography. Med Phys 1994; 21:429-433. 111.Wegener OH. Whole Body Computed Tomography. Boston: Blackwell Scientific Publications; 1993.

diagnostic parameters. The radiologist=s viewpoint. In:

112.Whittingham TA. New and future developments in

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

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

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

113.World Health Organization. Technical report 689: A

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

rational approach to radiographic investigations. Geneva:

103. Stender HSt, Stieve FE. The relationship between

WHO;

1986.

medical - diagnostic requirements and limiting values of technical and physical parameters for image production. In: Moores BM, Stieve FE, Eriskat H, Schibilla H eds. Technical  Curso: “Tomografia Computadorizada: Formação da Imagem e Radioproteção”

IRD- 2002

24

114.World Health Organization. Technical report 757: Rational use of diagnostic imaging in pediatrics.Geneva: WHO; 1987. 115.Zankl M, Panzer W, Drexler, G. The calculation of dose from external photon exposures using reference human phantoms and Monte Carlo methods. Part VI: Organ doses from computed tomographic examinations. Neuherberg: Gesellschaft für Strahlen-und Umweltforschung : 1991 (GSFBericht 30/91). 116.Zeman RK, Baron RL, Jeffrey Jr RB et al. Helical Body CT: Evolution of Scanning Protocols. AJR 1998: 1427-1438. 117.Zeman RK, Fox SH, Silverman PM et al. Helical (spiral) CT of the abdome. AJR 1993; 160: 719-725. 118.Zoetelief J, Geleijns J. Patient doses in spiral CT. Br J Radiol 1998; 71:584-86.

 Curso: “Tomografia Computadorizada: Formação da Imagem e Radioproteção”

IRD- 2002

1