Programa de Pós-Graduação em Ciência e Tecnologia das … · exames de tomografia...

Comissão Nacional de Energia Nuclear

CENTRO DE DESENVOLVIMENTO DA TECNOLOGIA NUCLEAR

Programa de Pós-Graduação em Ciência e Tecnologia das Radiações, Minerais e

Materiais

Área de concentração: Ciência e Tecnologia das Radiações

Orientador: Dr. Teógenes Augusto da Silva

Belo Horizonte

2013

ESTUDO DAS GRANDEZAS DOSIMÉTRICAS E DA

QUALIDADE DA IMAGEM EM EXAMES PEDIÁTRICOS

DE TÓRAX E ABDÔMEN POR

TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA

Tiago da Silva Jornada

II

Comissão Nacional de Energia Nuclear

CENTRO DE DESENVOLVIMENTO DA TECNOLOGIA NUCLEAR

Programa de Pós-Graduação em Ciência e Tecnologia das Radiações, Minerais e

Materiais

ESTUDO DAS GRANDEZAS DOSIMÉTRICAS E DA QUALIDADE DA

IMAGEM EM EXAMES PEDIÁTRICOS DE TÓRAX E ABDÔMEN POR

TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA

Tiago da Silva Jornada

Belo Horizonte

2013

Dissertação apresentada ao Curso de Pós-Graduação em

Ciência e Tecnologia das Radiações, Minerais e Materiais,

como requisito parcial à obtenção do Grau de Mestre

Área de concentração: Ciência e Tecnologia das Radiações

Orientador: Dr. Teógenes Augusto da Silva

III

AGRADECIMENTOS

Em especial ao meu orientador pela oportunidade e apoio, e a minha namorada por toda

a compreensão ao longo destes dois anos distantes.

A Comissão Nacional de Energia Nuclear (CNEN) pela bolsa de estudo.

E a todos que de forma direta ou indireta colaboraram para a realização deste trabalho.

Este trabalho é parte do projeto de Metrologia das Radiações em Medicina do Instituto

Nacional de Ciência e Tecnologia (INCT).

IV

“..Tente! (Tente!)

E não diga a vitória está perdida

Se é de batalhas que se vive a vida

Han!

Tente outra vez ”.

Raul Seixas

V

RESUMO

Este trabalho teve como um dos objetivos o conhecimento das grandezas dosimétricas em

exames de tomografia computadorizada pediátrica do tórax e do abdômen na cidade de Belo

Horizonte. A justificativa para este objetivo está no fato da probabilidade de efeitos danosos à

saúde, causados pela radiação, ser maior em crianças que em adultos e, diferentemente de

outros países onde o conhecimento e controle dos valores das doses é fato normal, esta cultura

de segurança ainda não existe no Brasil. Outro objetivo deste trabalho foi confrontar os

valores das grandezas dosimétricas com os Níveis de Referência em Diagnóstico (NRD),

aplicando, quando necessário, o processo de otimização e fazendo uma análise da qualidade

diagnóstica das imagens obtidas com os parâmetros técnicos otimizados. O estudo foi

realizado em cinco hospitais, sendo as grandezas Índice Ponderado de Kerma no Ar (Cw),

Índice Volumétrico de Kerma no Ar (Cvol), Produto Kerma-Comprimento (PKL,CT), Dose

Efetiva (E) e Dose Efetiva Normalizada (En) obtidas por meio de três métodos distintos: com

uma câmara de ionização e um objeto simulador de tronco pediátrico, com filmes

radiocrômicos e com o software CT-EXPO. O processo de otimização, aplicado em apenas

um hospital, consistiu de sugestões para variações na corrente (mA) e da tensão (kV) do tubo

no protocolos para a obtenção de exames de tomografia do abdômen. A metodologia para a

análise da qualidade diagnóstica foi feita a partir da Distribuição Normal e Análise ROC,

ambas de cunho inédito, pela análise da resolução espacial através da obtenção da MTF e

julgamento quantitativo e qualitativo do ruído. Os resultados obtidos para as grandezas

dosimétricas mostraram uma diferença significativa entre tomógrafos singleslice e multi-slice,

mas com valores abaixo do NRD recomendado. Os valores obtidos com o processo de

otimização indicaram que é possível reduzir a exposição do paciente pediátrico à radiação,

mesmo quando as doses são consideradas baixas, não acarretando na perda em qualidade

diagnóstica. A obtenção de doses com valores muito inferiores aos NRD pode induzir ao

aumento da exposição à radiação, na tentativa de ganho na qualidade diagnóstica da imagem;

porém, os resultados das análises mostraram que não houve ganho significativo na qualidade

da imagem, tornando o procedimento uma prática não justificada. Com base nos resultados,

foi possível afirmar que as grandezas dosimétricas envolvidas em procedimentos

tomográficos pediátricos estão abaixo dos NRD recomendados, porém que há espaço para o

VI

processo de otimização, preservando ainda mais a integridade física do paciente e mantendo a

adequada qualidade diagnóstica da imagem tomográfica.

Palavras-chaves: Tomografia Pediátrica – Grandezas dosimétricas em TC – Níveis de

Referência em Diagnóstico – Otimização – Qualidade diagnóstica da imagem.

ABSTRACT

This work had the objective to achieve the knowledge of the dosimetric quantities related to

chest and abdomen computed tomography (CT) examinations of pediatric patients, in Belo

Horizonte city. The reason of this work is based on the fact that the probability of health

detriment in children, which it may be caused by radiation, is higher than in adults. Besides,

although in many countries the knowledge and control of patient doses is a normal procedure,

this safety culture does not exist in Brazil. Another objective of this work was to compare the

dosimetric quantity values with the Diagnostic Reference Levels (DRLs); when it was needed,

an optimization process was applied and the quality of the diagnostic image obtained with the

optimized technical parameters was analyzed. This study was carried out in five hospitals,

where the weighted air kerma index (Cw), the volumetric air kerma index (Cvol), the air kerma

– length product (PKL,CT), the Effective Dose (E) and the Normalized Effective Dose (En)

were determined; three methods were adopted for measurements: the ionization chamber

inside a chest pediatric phantom, radiochromic films and the CT-EXPO software. The

optimization process was applied to a single hospital through variations in the current (mA)

and voltage (kV) of the x-ray tube for the protocols used for abdomen CT examinations. The

analysis of the quality of the diagnostic image was done by Normal Distribution and ROC

analysis; spatial resolution analysis was used through MTF determination and the noise level

was judged in terms quantitative and qualitative. Results of the dosimetric quantities showed

that they significantly differed between single-slice and multi-slice tomography units, but

their values were always below the recommended DRLs. The optimized values of the

dosimetric quantities obtained after the optimization process showed that it was possible to

reduce the radiation exposure of pediatric patient without losing the image quality, despite the

low dose values found. Dose values very lower than DRLs might induce to an unjustified

practice of increasing the dose for improving the image diagnostic quality; the results showed

that if it was done there was not a relevant change in the quality. Based on the results of this

VII

work, it was possible to state that the dosimetric quantity values in the studied pediatric

tomographic procedures were lower than DRLs, but there was still room of optimization for

patient protection and to maintain an adequate image diagnostic quality in computed

tomography.

Keywords: Pediatric CT - Quantities dosimetric in CT - Diagnostic Reference Levels -

Optimization - quality Diagnostic of imag

LISTA DE FIGURAS

Figura 1: Sistemas de coordenadas. Pontos dentro do objeto são descritos por coordenadas fixas (x,y). Os raios –

X (linha tracejada) são descritos pelo seu ângulo (ϕ) com o eixo y, e por r a distância até a origem. A

coordenada s denota a distância ao longo do raio. Adaptada de (CHIRO E RODNY, 1976). ................................27

Figura 2: Três projeções (P1, P2, P3) usadas para formar a imagem, resultando em uma representação borrada

da imagem original (SMITH, 1999). ..................................................................................................................30

Figura 3: Retroprojeção filtrada usada para formar a imagem, resultando em uma representação matemática

idêntica a imagem original (SMITH, 1999). .......................................................................................................31

Figura 4: Aquisição com um aparelho SDCT e com um aparelho MDCT. Com o aparelho MDCT é possível cobrir

uma parte maior do paciente em um único corte (HIGASHIOMIYA, 2013). ........................................................33

Figura 5: Escala de Hounsfield (MAIERHOFER, MAZZETTI, 2001) .......................................................................37

Figura 6: Tabela de tradução LUT.....................................................................................................................38

Figura 7: Funções de espalhamento: PSF, LSF e ESF (BUSHBERG, SEIBERT, LEIDHOLDT e BONNE, 2002). ............40

Figura 8: Exemplo do espaçamento mínimo chamado de resolução espacial (WOLBARST 1993)........................40

Figura 9: Conjunto de pares de linhas com diferentes espessuras para a avaliação da resolução espacial (CURRY,

DOWDEY e MURRY, 1990). 41

Figura 10: Curva característica da MTF. Adaptada de SEERAM, 2009. ..............................................................41

Figura 11: Gráfico comparativo da MTF para três aparelhos tomográficos. Adaptada de SMITH, 1999. ............42

Figura 12: Função sinusoidal ilustrada para representar o conceito de frequência espacial. Adaptada de JIANG,

2009. ...............................................................................................................................................................43

Figura 13: Representação da curva normal reduzida. (DODGE, 1981). ..............................................................63

Figura 14: Representação gráfica da distribuição normal para 95% de confiança (CORREA, 2003). ...................63

Figura 15: Matriz de contingência ....................................................................................................................67

Figura 16: Representação da curva ROC com os critérios de seleção. A linha amarela representa o melhor

resultado ou excelente, a rosa um resultado bom e a azul um resultado sem valor diagnóstico. Adaptada de

UNMC (2008). .................................................................................................................................................70

Figura 17: Câmara de ionização e orientações para medições no objeto simulador. ..........................................72

Figura 18: Objeto simulador adulto (direita A) e objeto simulador pediátrico e neonato (direita B) do programa

computacional CT-EXPO...................................................................................................................................73

Figura 19: Campos técnicos para serem ajustados no CT-EXPO. ........................................................................74

Figura 20:Sistema de calibração em raios-X: câmara de ionização posicionada após a janela de colimação (a);

visão frontal do aparelho de raios –X com a filtração (b). .................................................................................76

Figura 21: Sistema de irradiação do filme radiocrômicos em raios-X: filme posicionado no mesmo lugar da

câmara de ionização (a) e o filme após a irradiação (b). ..................................................................................76

Figura 22: Posicionamento em um tomógrafo do objeto simulador com filmes radiocrômicos inseridos. ..........77

Figura 23: Procedimentos para tratamento dos filmes radiocrômicos após serem irradiados. ..........................78

Figura 24: Objeto simulador usado para testes de controle de qualidade, com as especificações das regiões para

análise da qualidade da imagem. 80

III

Figura 25: Distribuição das cinco ROI’s na imagem, desvio padrão e média aritmética para cada um das ROI

obtidos com o software JiveX®. Para uma melhor visualização foi ampliada uma das ROI, como indica a seta. 81

Figura 26: Distribuição das ROI na imagem, desvio padrão e média aritmética de cada ROI obtido com o

software JiveX®. Para uma melhor visualização foi ampliada uma das ROI, como indica a seta. ........................82

Figura 27: Critérios adotados para a elaboração da matriz de contingência......................................................83

Figura 28: Imagem da região 3 usada para análise da resolução espacial. ........................................................83

Figura 29: Ilustração da ROI adotada para a obtenção da análise quantitativa do ruído. ..................................85

Figura 30: Software Quantikov usado para a subtração das imagens e visualização do ruído resultante no

processo de otimização. ...................................................................................................................................85

Figura 31: Gráfico comparativo entre os valores de Cw e Cvol nos exames de TC pediátricas do tórax. .............93

Figura 32: Gráfico comparativo entre os valores de Cw e Cvol nos exames de TC pediátricas do abdômen. .......94

Figura 33: Gráfico comparativo entre os valores do PK, L, CT nas TC pediátricas do tórax e do abdômen. ..........96

Figura 34: Gráfico comparativo entre os valores para a Dose Efetiva Normalizada (En) nos exames de TC

pediátricas do tórax e do abdômen. .................................................................................................................98

Figura 35: Gráfico comparativo entre o NRD da ICRP 87 (2000) e os valores do Cw obtido para os exames de TC

pediátricas do tórax e do abdômen. .................................................................................................................99

Figura 36: Gráfico comparativo entre o Cvol obtido para as TC pediátricas do abdômen com estudos realizados

em outras partes do mundo. .......................................................................................................................... 100

Figura 37: Gráfico comparativo para os valores da Dose Efetiva Normalizada (En) nas TC pediátricas do tórax e

do abdômen com estudos de outros autores e o recomendado pela AAPM 96 (2008). .................................... 101

Figura 38: Resposta do filme radiocrômico em tons de cinza, na radiação de referência RQT9, com 1,374

mGy.cm. ........................................................................................................................................................ 102


mGy.cm. ........................................................................................................................................................ 102


mGy.cm. ........................................................................................................................................................ 103


mGy.cm. ........................................................................................................................................................ 103


mGy.cm. ........................................................................................................................................................ 104

Figura 43: Curva de calibração para o lote de filmes radiocrômicos calibrados no LCD do CDTN. ..................... 105

Figura 44: Comportamento ótico do filme radiocrômico irradiado dentro do objeto simulador no hospital B,

com os parâmetros técnicos para exames de TC pediátricas do tórax. ........................................................... 106

Figura 45: Comportamento ótico do filme radiocrômico irradiado dentro do objeto simulador no hospital C,

com os parâmetros técnicos para exames TC pediátricas do tórax. ................................................................. 107

IV

Figura 46: Comportamento ótico do filme radiocrômico irradiado dentro do objeto simulador no hospital D,

com os parâmetros técnicos para exames de exames de TC pediátricas do tórax. .......................................... 107

Figura 47: Valores para o Cw obtidos com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos em comparação

com o DLR recomendado pela ICRP 87 (2000). ............................................................................................... 114

Figura 48: Comportamento nos valores do Cw em função da corrente aplicada ao tubo nos procedimentos para

a obtenção das TC pediátricas do abdômen. .................................................................................................. 125

Figura 49: Extrapolação dos valores referentes a variação do Cw em função da corrente. .............................. 126

Figura 50: Imagem obtida com o protocolo original e o intervalo de confiança para cada ROI. ....................... 127

Figura 51: Imagens obtidas com os parâmetros otimizados. ........................................................................... 127

Figura 52: Intervalos de confiança das ROI para as imagens otimizadas. ........................................................ 128

Figura 53: Gráfico da relação entre confiabilidade e Cw para a obtenção de exames de TC pediátricas do

abdômenno hospital E. 130

Figura 54: Curva ROC da imagem obtida com os parâmetros técnicos de exposição para a obtenção de exames

de TC pediátrica do abdômen no hospital E. ................................................................................................... 131

Figura 55: Curva ROC do protocolo sugerido A. .............................................................................................. 133

Figura 56:Curva ROC obtida com o protocolo sugerido B. ............................................................................... 134

Figura 57: Curva ROC obtida com o protocolo sugerido C. 135

Figura 58:Curva ROC obtida com o protocolo sugerido D. 137

Figura 59: Curva ROC obtida com o protocolo sugerido E................................................................................ 138

Figura 60: Curva ROC com o protocolo sugerido F. ......................................................................................... 140

Figura 61: Relação entre os valores das AUC e dos CW. .................................................................................. 141

Figura 62: Da esquerda para a direita temos: Imagem original (a), a LSF (b) e MTF (c). ................................... 142

Figura 63: Comportamento gráfico da LSF em 2D e da MTF em 2D e 1D. ........................................................ 142

Figura 64: LSF e MTF geradas a partir dos protocolos sugeridos para a obtenção de exames de TC pediátricas

do abdômen no hospital F. 143

Figura 65: Imagem obtida com o protocolo original. A linha azul mostra o comportamento do ruído ao longo

do eixo horizontal, e a linha vermelha o comportamento do ruído no eixo vertical. 146

Figura 66: Ruído resultante da subtração das imagens obtidas com: A) Protocolo sugerido A com protocolo

original, B) Protocolo sugerido B com protocolo original, C) Protocolo sugerido D com o protocolo original, D)

Protocolo sugerido D com o protocolo original. .............................................................................................. 148

Figura 67: Ruído resultante da subtração das imagens obtidas com: A) Protocolo sugerido F com protocolo

original, B) Protocolo sugerido E com o protocolo original. ............................................................................. 149

V

LISTA DE TABELAS

Tabela 1: Valores do fator de conversão k (AAPM, 2008) ..................................................................................58

Tabela 2: Valor crítico e nível de confiança correspondente. .............................................................................64

Tabela 3: Relação dos tomógrafos pesquisados no presente trabalho. ..............................................................86

Tabela 4: Valores das constantes para o cálculo das grandezas dosimétricas e da dose efetiva normalizada. ....87

Tabela 5: Parâmetros técnicos para a obtenção de exames de TC pediátricas do tórax em cada hospital. .........88

Tabela 6: Parâmetros técnicos para a obtenção de exames de TC pediátricas do abdômen em cada hospital. ...88

Tabela 7: Medidas com a câmara de ionização inserida em cada posição do objeto simulador, nos protocolos de

TC pediátricas do tórax em cada hospital. ........................................................................................................90

Tabela 8: Medidas com a câmara de ionização inserida em cada posição do objeto simulador, nos protocolos de

TC pediátricas do abdômen em cada hospital...................................................................................................90

Tabela 9: Índices de kerma (mGy) no centro e na periferia no objeto simulador em cada um dos hospitais para

os protocolos de obtenção de exames de TC do tórax e do abdômen. ...............................................................91

Tabela 10: Valores para o Cw e Cvol nos exames de TC pediátricas do tórax ........................................................92

Tabela 11: Valores para o Cw e Cvol nos exames de TC pediátricas do abdômen. ................................................92

Tabela 12: Valores para o PKL,CT nos exames de TC pediátricas do tórax e do abdômen......................................95

Tabela 13: Valores da dose efetiva normalizada, En, nos exames de TC pediátricas do tórax e do abdômen. .....97

Tabela 14: Parâmetros obtidos para a calibração dos filmes radiocrômicos e faixa de kerma no ar. ................ 101

Tabela 15: Relação das instituições onde foram testado os filmes radiocrômicos. ........................................... 106

Tabela 16: Valores da integral da área da resposta do filme radiocrômico, em cada posição no objeto simulador,

com os parâmetros para exames de TC pediátricas do tórax........................................................................... 108

Tabela 17: Valores obtidos com a curva de calibração dos filmes radiocrômicos nas três instituições com os

parâmetro para exames de TC pediátricas do tórax e do abdômen. ................................................................ 109

Tabela 18: Comparativo entre os valores das grandezas dosimétricas obtidas com a câmara de ionização e com

os filmes radiocrômicos, no hospital B para exames de TC pediátricas do tórax. ............................................. 110


os filmes radiocrômicos, no hospital B para exames de TC pediátricas do abdômen . ...................................... 110


os filmes radiocrômicos, no hospital C para exames de TC pediátricas do tórax. ............................................. 111


os filmes radiocrômicos, no hospital B para exames de TC pediátricas do abdômen. ....................................... 112


os filmes radiocrômicos, no hospital B para exames de TC pediátricas do tórax. ............................................. 113


os filmes radiocrômicos, no hospital B para exames de TC pediátricas do abdômen. ....................................... 113

VI

Tabela 24: Relação dos hospitais nas quais foi usado o CT-EXPO. ................................................................... 115

Tabela 25: Comparativo entre os valores obtidos com o CT-EXPO 1.7.1 com os valores experimentais obtidos

com a câmara de ionização no hospital A. ...................................................................................................... 116


com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos no hospital B. ...................................................... 117


com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos no hospital C. ...................................................... 119


com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos no hospital D. ...................................................... 121

Tabela 29: Protocolos sugeridos com variações para o mA e kV para exames de TC pediátricas do abdômen no

hospital E. ..................................................................................................................................................... 123

Tabela 30: Valores comparativos entre as grandezas dosimétricas obtidas com o protocolo original e com os

protocolos sugeridos. ..................................................................................................................................... 124

Tabela 31: Probabilidades de cada ROI apresentar pixels com valor de 0 HU, para imagens obtidas com os

parâmetros técnicos de exposição do protocolo original e otimizados para a obtenção das TC pediátricas do

abdômen. ...................................................................................................................................................... 129

Tabela 32: Classificados de qualidade para a imagem obtida com os parâmetros técnicos do protocolo original

para a obtenção de exames de TC pediátricas do abdômen ............................................................................ 132


sugerido A. .................................................................................................................................................... 133


sugerido B. .................................................................................................................................................... 135

Tabela 35: Classificados de qualidade para a imagem obtida com os parâmetros técnicos do protocolo sugerido

C. .................................................................................................................................................................. 136


D. .................................................................................................................................................................. 137


sugerido E. .................................................................................................................................................... 139


sugerido F...................................................................................................................................................... 140

Tabela 39: Frequências espaciais e resolução espacial obtidas com os protocolos sugeridos para a obtenção de

exames de TC pediátricas do abdômen no hospital F. ..................................................................................... 144

Tabela 40: Valores para o ruído nas imagens obtidas com o protocolo original e com sugeridos. ................... 146

Tabela 41: Relação entre o ruído e a dose efetiva normalizada. ...................................................................... 147

Tabela 42: Cálculo da incerteza na obtenção do PkL para a calibração dos filmes radiocrômicos. ... Erro! Indicador

não definido.

VII

Tabela 43: Cálculo da incerteza da calibração do filme radiocrômico. ............................................................. 165

LISTA DE ABREVIATURAS E SIGLAS

AAPM American Association of Physicists in Medicine

ALARA As Low As Reasonably Achievable

EMI Eletrical and Musical Industries

ESF Edge Spread Function

FDA Food and Drug Administration

HU Hounsfield units

IAEA International Atomic Energy Agency

ICRP International Commission on Radiological Protection

IPEN Instituto de Pesquisa Energéticas e Nucleares

LET Transferência linear de energia

LUT Lookup Tables

LCD Laboratório de Calibração de dosímetros

LSF Line Spread Function

MDCT Multi-detector-row CT

MTF Frequência Transferência de Modulação

NCRP National Council on Radiation Protection and Measurements

NRD Nível de Referência em Diagnóstico

PMMA Polimetilmetacrilato

Pixel Picture element,

http://www.iaea.org/

VIII

PSF Point Spread Function

SNR Signal to noise ratio

SCDCT Single-detector-row CT

RGB Red, Gren e Blue

RQT Radiation Quality Tomography

ROC Receiver Operating Characteristic

ROI Região de interesse

TC Tomografia computadorizada

Voxel Volume element

Kerma Kinetic Energy Released in Matter

IX

ÍNDICE

RESUMO ............................................................................................................................. V

ABSTRACT ........................................................................................................................ VI

LISTA DE FIGURAS ........................................................................................................... II

LISTA DE TABELAS .......................................................................................................... V

ÍNDICE ............................................................................................................................... IX

1. INTRODUÇÃO ............................................................................................................... 18

2. OBJETIVOS ................................................................................................................... 20

3. REVISÃO DA LITERATURA ........................................................................................ 21

3.1. O NASCIMENTO DA TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA.......................................................................................21

3.2. A CHEGADA DA TOMOGRAFIA NO BRASIL E A ARQUITETURA ATUAL DOS TOMÓGRAFOS ................................................23

3.3. A FÍSICA E A MATEMÁTICA DA TOMOGRAFIA .....................................................................................................25

3.3.1. Princípios básicos .........................................................................................................................25

3.3.2. Princípios avançados ....................................................................................................................27

3.3.2.1. Retroprojeção ............................................................................................................................29

3.3.2.2. Retroprojeção Filtrada ...............................................................................................................31

3.4. SDCT E MDCT ........................................................................................................................................32

3.5. APRESENTAÇÃO DE UMA IMAGEM TOMOGRÁFICA .............................................................................................35

3.6.QUALIDADE DA IMAGEM ..............................................................................................................................39

3.6.1. Função de espalhamento (‘Spread Functions”) ..............................................................................39

3.6.2. RESOLUÇÃO ESPACIAL E MTF ...................................................................................................................40

3.6.3. RUÍDO .................................................................................................................................................44

3.7. EFEITOS DANOSOS A SAÚDE .........................................................................................................................44

3.7.1. Indicações clínicas para um exame de TC pediátrica ......................................................................46

3.8. NÍVEIS DE REFERÊNCIA EM DIAGNÓSTICO (NRD) ..............................................................................................48

3.8.1. Otimização...................................................................................................................................49

3.9.GRANDEZAS DE PROTEÇÃO RADIOLÓGICA: ........................................................................................................50

3.9.1 Grandezas de uso exclusivo em procedimentos tomográficos .........................................................52

3.9.2. Dose efetiva normalizada para TC .................................................................................................57

X

3.10.INFERÊNCIA ESTATÍSTICA, RUÍDO E MTF ........................................................................................................59

3.10.1. Distribuição normal .....................................................................................................................59

3.10.2 Análise ROC .................................................................................................................................65

3.10.3. Curva ROC ...................................................................................................................................68

3.10.3.Área sobre a curva ROC ................................................................................................................70

4.1. MEDIÇÕES COM A CÂMARA DE IONIZAÇÃO .......................................................................................................72

4.2. PROGRAMA COMPUTACIONAL CT-EXPO ........................................................................................................73

4.3. FILMES RADIOCRÔMICOS .............................................................................................................................75

4.4. PROCESSO DE OTIMIZAÇÃO .........................................................................................................................79

4.4.1. ANÁLISE E JULGAMENTO DA IMAGEM ..........................................................................................................79

4.4.1.2 .Distribuição normal ....................................................................................................................79

4.4.1.3. Análise ROC ...............................................................................................................................81

4.4.1.4. Resolução espacial – MTF ...........................................................................................................83

4.4.1.5. Análise do ruído .........................................................................................................................84

5. RESULTADOS............................................................................................................... 86

5.1. GRANDEZAS DOSIMÉTRICAS .........................................................................................................................86

5.1.1. Resultados experimentais com a câmara de ionização ...................................................................86

5.1.2. Filmes radiocrômicos .............................................................................................................. 101

5.1.3. CT-EXPO 1.7.1 ............................................................................................................................. 115

5.2. OTIMIZAÇÃO .................................................................................................................................. 122

5.2.1. ANÁLISE E JULGAMENTO DA QUALIDADE DIAGNÓSTICA DAS IMAGENS OBTIDAS NO PROCESSO DE OTIMIZAÇÃO .............. 127

5.2.2Distribuição Normal ...................................................................................................................... 127

5.2.2. Análise ROC ................................................................................................................................ 131

5.2.3. Resolução espacial - MTF ............................................................................................................ 141

5.2.4. Análise do ruído .......................................................................................................................... 145

6. CONCLUÖES ......................................................................................................................................... 150

7. REFERÊNCIAS......................................................................................................................................... 152

8. APÊNDICE ................................................................................................................... 164

ANEXO ........................................................................................................................................................ 164

A ............................................................................................................................................................... 164

FONTES DE INCERTEZA..................................................................................................................................... 164

ANEXO ..........................................................................................................................................................18

B .................................................................................................................................................................18

SEQUÊNCIA DE COMANDOS NO MATLAB®, PARA A OBTENÇÃO DA PSF E DA MTF: ...........................................................18

18

1. INTRODUÇÃO

O desenvolvimento da Tomografia Computadorizada (TC) como modo de aquisição

de imagens médicas e seu constante avanço tecnológico ao longo dos anos fez sua aplicação

crescer, sendo atualmente uma das mais importantes técnicas radiológicas de fácil acesso para

grande parte da população (BRENNER, DAVID e HALL, 2007). Dentro deste contingente

populacional, o público pediátrico tem aumentando ao longo dos anos; por exemplo, no ano

de 1980 foram realizadas três milhões de exames tomográficos nos Estados Unidos da

América, passando no ano de 1996 para 62 milhões, sendo que quatro milhões foram

realizadas em crianças (BRENNER, DAVID e HALL, 2007); estima-se que, de todos os

exames por TC realizados mundialmente, 10% são feitos em crianças (BAERT, KNAUTH e

SARTOR, 2007).

A consequência da disseminação desta técnica nas práticas médicas é vista no aumento

da dose coletiva devido à exposição de pacientes, pois as doses decorrentes da sua utilização

são muito superiores às decorrentes da exposição provinda de qualquer outra técnica de

radiologia convencional (NCRP, 1987).

O aumento significativo do número de exames médicos com TC, associado ao

aumento de dose, conduzirá presumivelmente ao acréscimo na probabilidade no

desenvolvimento de efeitos danosos, particularmente em crianças, segundo vários estudos

epidemiológicos (PIERCE et al., 2012) (PIERCE e PRESTON, 2000) (BRENNER, 2002)

(BRENNER, ELLISTON, HALL e BERDEN, 2002).

O cenário atual requer uma política de proteção radiológica visando o conhecimento e

o controle das doses de radiação envolvida em procedimentos tomográficos pediátricos. O

ensaio para a base dosimétrica visando à proteção radiológica dos pacientes ocorreu em 2001,

na Conferência de Málaga, dispondo sobre os procedimentos radioterápicos,

radiodiagnósticos e os aqueles que dizem respeito à medicina nuclear (IAEA, 2007). A forma

mais usada para a estimativa das doses em TC é através de medidas com uma câmara de

ionização livre no ar ou inserida em um objeto simulador da cabeça ou do tronco, estimando a

grandeza dosimétrica Índice de Dose em Tomografia Computadorizada (CTDI), adotada

como referência (MAIA, 2005). A Agência Internacional de Energia Atômica, IAEA, sugere

19

o uso do termo Índice de Kerma (C) em substituição ao CTDI, porém as duas têm o mesmo,

procedimento de obtenção e igual valor numérico (IAEA, 2007).

O propósito do conhecimento dos valores das grandezas dosimétricas é a possibilidade

da sua comparação com os Níveis de Referência em Diagnóstico (NRD). Os NRD são usados

como um nível de investigação (uma ferramenta para garantia da qualidade) para consulta,

não devem ser usados como valores exatos para serem adotadas ou usados como restrição de

dose. O objetivo do NRD é evitar a exposição do paciente a doses que não contribuam para a

proposta clínica de uma imagem diagnóstica, exames não justificados, e indicar a necessidade

do início no processo de otimização (ICRP, 2011A).

A Society for Pediatric Radiology, criada em 1981 nos Estados Unidos, para promover

a excelência em cuidados na saúde pediátrica (PEDRAD, 2005), criou a Alliance for

Radiation Safety in Pediatric Imaging e lançou em 2008, uma campanha intitulada Image

Gently (IMAGE GENTLY, 2008). O objetivo da campanha é mudar as atitudes nas práticas

radiodiagnosticas médicas e nos exames de ultra-som, aumentando a consciência do corpo

clínico, dos pais e da população, visando promover a proteção radiológica do público

pediátrico na obtenção de imagens radiológicas. Atualmente a campanha, já alcançou 18.100

profissionais na área médica, ocasionando declarações de médicos preocupados com os níveis

de radiação nos exames de TC pediátricas (PEDRAD, 2005).

O estado da Califórnia nos EUA sancionou uma lei que obriga os prontuários médicos a

constarem os valores das grandezas dosimétricas envolvidas nos procedimentos tomográficos

(UCDAVIS, 2012). No Brasil não há ainda, uma atitude semelhante por parte das autoridades

competentes, adicionalmente, estudos sobre os valores das grandezas dosimétricas em

procedimentos tomográficos pediátricos são praticamente inexistentes, (VILARINHO).

Em radiologia, não basta somente um controle sobre a quantidade de radiação

fornecida ao paciente em um procedimento tomográfico, pois a qualidade diagnóstica da

imagem tem papel fundamental. Imagens de má qualidade podem não detectar a lesão,

acarretando em danos praticamente irreversíveis ao paciente (SOCIEDADE BRASILEIRA

DE ENDOCRINOLOGIA E COLÉGIO BRASILEIRO DE RADIOLOGIA, 2006), e na

possibilidade da repetição do exame aumentando à exposição do paciente a radiação.

20

Atualmente a legislação brasileira não dispõe de dados sobre a qualidade diagnóstica

da imagem em exames de TC, e tampouco pouco sobre a relação com as grandezas

dosimétricas quando aplicado o processo de otimização nos procedimentos para a obtenção de

imagens diagnósticas com tomografia computadorizada.

2. OBJETIVOS

O objetivo deste trabalho é quantificar as grandezas dosimétricas específicas de

tomografia computadorizada para pacientes pediátricos submetidos a exames do tórax e do

abdômen em algumas instituições da cidade de Belo Horizonte, verificando sua conformidade

com os níveis de referência para radiodiagnóstico.

Este trabalho visa também ensaiar a aplicação do processo de otimização em um

hospital estudando a relação entre as grandezas dosimétricas e a qualidade diagnóstica da

imagem.

21

3. REVISÃO DA LITERATURA

3.1. O nascimento da tomografia computadorizada

Na concepção da ideia da tomografia computadorizada outros personagens tiveram

contribuições científicas decisivas para que este feito acontecesse, dentre eles Bocage,

Cormack, Tyutin, Tele’baun, Oldentorf e Takahashi (FRIEDLAND e THURBER, 1996).

Bocage, em 1921, desenvolveu um método de aquisição de uma radiografia capaz de

demonstrar a anatomia de uma fina seção do corpo, através do movimento de um tubo de

raios–X do lado oposto a um filme, conhecida como tomografia linear (FRIEDLAND e

THURBER, 1996).

Quarenta anos após, por volta de 1960, para obter imagens da anatomia no plano

transversal, surgiram tentativas em desenvolver a Tomografia Computadorizada (TC). A

técnica usava um feixe fino de raios–X, onde as diferentes atenuações sofridas pelo feixe

eram medidos e apresentados em corte axial, havendo a necessidade do uso de cálculos

matemáticos para reconstruir a imagem (FRIEDLAND e THURBER, 1996).

O problema da reconstrução foi descrito por Gordon e Herman, (1974) como: “

Realizando uma amostragem de todas as possíveis projeções de um objeto, estima-se a

distribuição de densidade do mesmo”. Algoritmos adequados para a reconstrução de imagens

em TC foram desenvolvidos por cientistas e matemáticos, até mesmo antes da descoberta dos

raios–X, alguns destes algoritmos empregavam a transformada de Fourier.

Fourier foi um físico e matemático francês, no ano de 1911, realizou cálculos que

descreveram um mapeamento de uma função espacial (ou temporal) em uma função de

frequência. O teorema de Fourier estabeleceu que qualquer função podia ser decomposta em

senos e cossenos através de um procedimento matemático (FRIEDLAND e THURBER,

1996).

As imagens tomográficas atualmente para serem reconstruídas, em projeções com feixe

paralelo ou em forma de leque, usam uma técnica conhecida como retroprojeção filtrada

22

(convolução), sendo importante o uso da transformada de Fourier junto com o processo de

filtração para torná-lo mais eficiente (FRIEDLAND e THURBER, 1996).

Em 1939, o tecnólogo britânico Watson teve a ideia de usar a tomografia axial (WEBB,

1992); em 1947, na Itália, foram documentadas e publicadas as ilustrações do uso clínico da

tomografia transversal axial realizada por Velebona (VELEBONA, 1950). A descrição do uso

de um tomógrafo computadorizado deu-se em 1958 por Korembluym, Tele’baum e Tyutin,

pesquisadores do Instituto Politécnico de Kiev, na Ucrânia, que descreveram algoritmo e um

sistema analógico computacional de televisão para a obtenção de imagens radiográficas de

finas seções tomográficas (FRIEDLAND e THURBER, 1996).

No Centro de Administração Médica dos Veteranos de Wadsworth, em Los Angeles,

um neurologista chamado Oldendorf descreveu um método bruto de reconstrução de imagens

conhecido como retroprojeção; mas, em 1940, Gabriel Frank patenteou a invenção da

retroprojeção ótica. No ano de 1957, foi publicado o invento de um equipamento que podia

obter cortes axiais usando métodos manuais e óticos realizados por Takahashi no Japão, as

contribuições de Takahashi, juntamente com Oldendorf e Frank, foram de extrema

significância para o desenvolvimento da tomografia computadorizada, pois até o início dos

anos 80 usava-se o método da retroprojeção filtrada computacionalmente, desde então usou-se

a transformada de Fourier rápida (FRIEDLAND e THURBER, 1996).

O físico sul africano Cormack, na Universidade de Cape Town, desenvolveu um

algoritmo preciso para a reconstrução de projeções radiográficas, baseado no “método de

descascar cebola”, testado inicialmente em simuladores simples e depois na tomografia

computadorizada (FRIEDLAND e THURBER, 1996).

Entre os anos de 1964 e 1970, dois chefes de engenharia chamados Kuhl e Roy

Edwards, do Hospital de Engenharia da Universidade da Pensilvânia, construíram dois

tomógrafos computadorizados, usando como fonte emissora radioativa o amerício - 241: o

Marck II e Marck III. A principal característica do Markc II era um par de detectores de

cintilação opostos ao corpo do paciente, realizando um movimento de translação ao redor do

paciente, com as imagens reconstruídas por retroprojeção simples e linear (FRIEDLAND e

THURBER, 1996). Já Markc III era mais compacto, com movimento transversal, computador

23

e visor acoplado (FRIEDLAND e THURBER, 1996) e a reconstrução das imagens era feita

utilizando técnicas iterativas que atualmente são usadas pelos fabricantes de tomógrafos.

Em outubro de 1971, a Electrical and Musical Industries (EMI) instalou no Hospital

Atkinson Morley o primeiro tomógrafo clinicamente útil desenvolvido por Hounsfield, que

juntamente com Ambrose, um neurologista residente, realizaram mais de 70 tomografias;

onde cada corte demorava aproximadamente quatro minutos, sendo armazenado o exame em

fita magnética e um tempo de mais de dois dias para pós-processamento (FRIEDLAND e

THURBER, 1996).

Hounsfield foi considerado um gênio, e o seu invento, a tomografia computadorizada,

repercutiu no mundo científico da época; Hounsfield apareceu nas redes de televisão dos

Estados Unidos e foi levado a publicar seus estudos. Ambrose ganhou destaque na revista do

Instituto Britânico de Radiologia em Londres; junto com Hounsfield relatou suas descobertas

no jornal do Instituo Britânico de Radiologia (FRIEDLAND e THURBER, 1996CT).

Em 1996 o Colégio Americano de Radiologia entregou a medalha de ouro a Hounsfield

pelo resultado do seu trabalho; ele recebeu o prêmio Nobel de Medicina e Fisiologia em 1979,

junto com Cormack que foi responsável pelo desenvolvido do algoritmo para reconstrução de

imagens, pelo invento do primeiro tomógrafo clinicamente útil (FRIEDLAND e THURBER,

1996).

3.2. A chegada da tomografia no Brasil e a arquitetura atual dos tomógrafos

O Dr. Neil Garcia de Barros pode ser considerado o pai da tomografia computadorizada

no Brasil. No ano final do ano de 1977, ele começou as atividades no hospital Beneficência

Portuguesa, em São Paulo com primeiro tomógrafo no Brasil, era um aparelho primitivo, mas

de excelente qualidade; cada corte demorava cerca de sete minutos; como não havia filmes de

raios–X para o equipamento, usava-se filme polaroyd . No estado do Rio de Janeiro, em 28 de

julho de 1977 , na Santa Casa de Misericórdia, o segundo tomógrafo no país começava a obter

suas primeiras imagens tomográficas ( CARVALHO, 2007).

24

A ideia ou princípio do funcionamento de um tomógrafo clinicamente útil mantém-se

até os dias de hoje; trata-se de um tubo de raios – X conectado mecanicamente e

eletronicamente a um sistema de detectores, que gira 360º em torno do paciente. A evolução

dos tomógrafos foi apresentada ao longo dos anos por suas gerações: tomógrafos de primeira

segunda, terceira e quarta gerações, cada uma possuindo características próprias (MOURÃO,

2007).

Atualmente, a grande maioria dos aparelhos de tomografia computadorizada em uso

possuem características da terceira geração; os outros modelos caíram em desuso por

propiciarem altas doses de radiação ao paciente e pouca eficácia na obtenção da imagem.

Independente de sua geração, qualquer tomógrafo apresenta sistema de varredura e

sistema de computação compostos por: gantry, mesa, tubo de raios-X, colimador, gerador de

tensão, detectores, sistema de aquisição, sistema de processamento de imagens, sistema de

reconstrução de imagens, etc.

Os tomógrafos de terceira geração possuem um leque de detectores situados à frente do

tubo do outro lado do gantry e igualmente espaçados. À medida que o tubo gira, os detectores

movimentam-se na mesma velocidade e no mesmo sentido rotacional, garantindo a detecção

dos raios–X oriundos do tubo.

O movimento do gantry em torno do paciente precisava ser cessado após cada giro de

360º, porque os detectores e o tubo de raios–X eram conectados por fios ao sistema de

computação. No início dos anos 90, foi incorporada aos tomógrafos a tecnologia slip ring, que

consiste no acoplamento de uma peça que permite que o gantry faça movimentos eliminando

a necessidade de sua parada.

Com o slip ring, surge o modo helicoidal para aquisição de imagens tomográficas

denominada tomografia computadorizada helicoidal. Na TC helicoidal, o paciente é movido

através do gantry continuamente, enquanto o exame também é realizado ininterruptamente, o

feixe de raios–X atravessa o paciente formando uma hélice; este modo de aquisição diminui o

tempo de duração do exame, aproximadamente 30 s para TC de abdômen e permitiu a

reconstrução de secções planas do corpo do paciente.

25

Para obter o máximo proveito dos raios–X produzidos, a configuração original usada

com uma única fileira de detectores foi substituída por múltiplas fileiras de detectores,

denominados tomógrafos multi-slice, sendo estes dois tipos de aparelhos para tomografia

computadorizada os dominantes no mercado.

3.3. A física e a matemática da tomografia

3.3.1. Princípios básicos

Em tomografia computadorizada, a energia média dos fótons de raios-X está na faixa

de 20 a 70 keV (FEWELL, SHUPINGM, HAWKINS, 1981). Na faixa de energia entre 50 e

70 keV quando ocorre a interação com os tecidos moles, o processo de interação com a

matéria predominante é o espalhamento Compton; já com energia média ou maio que 35 keV

o efeito predominante é o efeito fotoelétrico. O efeito fotoelétrico, como mostra a Eq. 1, é

fortemente dependente do número atômico z do material absorvedor e predominante a baixas

energias E , sendo este o principal fato contribuidor para o contraste existente nas imagens

médicas produzidas com métodos diagnósticos usando raios – X (LEO, 1994).

(1)

onde varia entre 4 e 5.

Quando ocorre a interação da radiação com uma determinada região do corpo humano,

parte desta energia é absorvida pelo meio e o restante seguirá seu curso normal. Em exames

de tomografia computadorizada, a intensidade do feixe incidente antes da interação (I0) e a

intensidade do feixe após a interação (I) é regida pela a lei do decaimento radiativo, conforme

mostra a Eq.2.

26

(2)

onde é o coeficiente de atenuação linear para a estrutura e é a distância percorrida

pelo fóton.

A denotação médica ao coeficiente de atenuação ou a escala para descrever os

coeficientes de atenuação inicialmente foi denominada como número EMI, fazendo alusão à

empresa financiadora do projeto de desenvolvimento do tomógrafo. Posteriormente, esta

escala foi expandida por um fator de dois, ficando conhecida como Hounsfield unit ou

unidade Hounsfield (HU), em homenagem a quem creditam o título de pai da tomografia

computadorizada.

Cada unidade de Hounsfield é equivalente a 0,1% da atenuação da água , e definida

pela Eq. 3 ( RADON, 1986).

(3)

Onde é o coeficiente de atenuação linear. A água na escala Hounsfield tem valor 0, o

ar -1000 e o osso dependendo do tipo e composição tem na escala Hounsfield o valor em

torno de +1000. Habitualmente, para se referir aos números Hounsfield, usa-se a expressão

número de CT ou unidade Hounsfield.

27

3.3.2. Princípios avançados

Um sistema de coordenadas é usado para descrever o ponto do corte tomográfico

como mostra a Fig. 1. A contribuição de cada ponto no plano é detectada e gera o sinal, que

será apresentado por uma função de densidade que, na tomografia computadorizada,

representa o coeficiente de atenuação linear .

Figura 1: Sistemas de coordenadas. Pontos dentro do objeto são descritos por coordenadas fixas (x,y). Os

raios – X (linha tracejada) são descritos pelo seu ângulo (ϕ) com o eixo y, e por r a distância até a origem. A

coordenada s denota a distância ao longo do raio. Adaptada de (CHIRO E RODNY, 1976).

O trajeto dos raios–X é descrito pelas coordenadas , as quais são giradas conforme

a mesma orientação dos raios. Cada ponto é especificado na coordenada por ( , onde é

o ângulo entre o raio e o eixo , a distância até a origem e a coordenada representa o

caminho ao longo do raio – X (CHIRO e RODNEY, 1976).

28

A integral das coordenadas ao longo da trajetória do raios–X é

denominada como raios-soma explicitada na Eq. 4 abaixo.

(4)

Para cada raios–X o raio-soma é proporcional ao logaritmo do sinal do detector. Esta

relação é válida porque um feixe monoernergético de fótons é transmitido com intensidade

dada pela Eq. 5:

(5)

Onde é a intensidade do feixe incidente, e usando a relação obtemos o raio-

soma, partindo da Eq. 6 ( como sendo:

(6)

O conjunto completo de raios-soma em determinado ângulo é chamado de projeção.

Para determinar a projeção do sistema é preciso saber a coordenada que passa sobre um

ponto e no ângulo , pode obter-se através da Eq. 7.

29

(7)

As coordenadas representam uma função tridimensional, com um número

infinito de projeções necessárias para ser reconstruída. Porém na prática, é calculada

para um finito número de pontos e projeções. Considerando um objeto confinado em um

domínio circular de diâmetro , e seus pontos reconstruídos e arranjados retangularmente em

um espeço em seguida teremos pontos no diâmetro principal, e cada célula

quadrada de largura representará o pixel (discutido mais a frente) da imagem.

Portanto, é possível obter a partir do conjunto das projeções , expressas pelas

coordenadas polares para cada linha mediante a Eq. 8 apresentada abaixo.

(8)

Porém, a demonstração que um objeto tridimensional (3-D) poderia ser reconstruído a

partir de múltiplas projeções bidimensional (2-D) obtidas por diversos ângulos, somente pode

ser aplicada a partir do avanço dos cálculos computacionais no final da década de 60

(RADON, 1985).

3.3.2.1. Retroprojeção

30

Para reconstruir a distribuição , e gerar uma imagem 2D, pode-se adotar o

seguinte pensamento: Para uma linha particular ( ), adotando o valor para todos os

pontos ao longo da linha e repetindo este procedimento para todos os ângulos de 0 a

, este procedimento é chamado de retroprojeção, sendo dada pela Eq. 9 (SUETENS, 2009).

(9)

Retroprojetar é o processo de distribuir os valores das projeções de volta a matriz que

representará a imagem reconstruída, o problema com este processo é a imagem produzida não

possui boa nitidez, em outras palavras o produto final da retroprojeção é uma imagem

borrada, como mostra a Fig. 2.

Figura 2: Três projeções (P1, P2, P3) usadas para formar a imagem, resultando em uma

representação borrada da imagem original (SMITH, 1999).

31

3.3.2.2. Retroprojeção Filtrada

A retroprojeção filtrada é o método adotado para solucionar a limitação do processo de

retroprojeção. A técnica consiste em eliminar o barramento da imagem gerada na

retroprojeção com o uso de filtros; os passos para a retroprojeção filtrada são os seguintes (

SEERAM,2009):

Todos os perfis de projeções são obtidos;

O logaritmo dos dados é obtido;

Os valores dos logaritmos são multiplicados por um filtro digital, ou filtro de

convolução, para gerar um conjunto de projeções filtradas;

As projeções filtradas são então retroprojetadas;

As projeções filtradas são somadas, e as componentes negativas e positivas se anulam

produzindo uma cópia fiel da imagem origina sem borramento ilustrada na Fig. 3.

Figura 3: Retroprojeção filtrada usada para formar a imagem, resultando em uma representação

matemática idêntica a imagem original (SMITH, 1999).

32

3.4. SDCT e MDCT

Para obter uma imagem tomográfica, o paciente é colocado numa mesa que se desloca

para o interior do gantry (geralmente com 70 cm de diâmetro), enquanto o tubo de raios-X

gira 360º em torno do paciente, fazendo que a radiação que atravessa o paciente atinja o lado

oposto, onde se encontram os detectores que captam e transmitem as informações ao

computador. O modo como a mesa se desloca para o interior do gantry pode ser feito de dois

modos, na forma step-and-shot mode (sequencial) ou de helicoidal (contínua).

No modo sequencia,l há períodos em que não há aquisição de dados; o tubo faz uma

rotação completa em torno do paciente, então é cessada a emissão de raios-X e a mesa move-

se juntamente com o paciente para dentro do gantry para uma outra posição e então outra

aquisição é efetuada. No modo helicoidal, o movimento é contínuo, ou seja, enquanto o

paciente e a mesa deslocam-se para dentro do gantry, a emissão de raios-X não é cancelada; a

aquisição de dados é feita de modo contínuo.

O prefixo Single e Multi foi adotada em tomografia para denotar a quantidade de fileiras

dos detectores de radiação que o aparelho possui. Aparelhos single-slice possuem somente

uma fileira de detectores e permitem fazer um único corte por aquisição, enquanto os

aparelhos multislice possuem duas fileiras ou mais de detectores permitindo fazer mais de um

corte por aquisição. Na literatura especializada, pode-se encontrar o termo SCDCT (Single-

detector-row CT) para aparelhos single-slice e o termo MDCT ( Multi-detector-row CT) para

designar aparelhos multi-slice (AAPM, 96); a Fig. 4 ilustra uma aquisição SDCT e uma

MDCT.

33

Figura 4: Aquisição com um aparelho SDCT e com um aparelho MDCT. Com o aparelho MDCT é

possível cobrir uma parte maior do paciente em um único corte (HIGASHIOMIYA, 2013).

A tecnologia MCDT permitiu diminuir o tempo de aquisição para um corte tomográfico

para até 0,33 segundos; houve também evoluções no sistema de aquisições de dados entre

outros sistemas (AAPM, 96). Os modelos de tomógrafos atualmente em disponibilidade no

mercado podem apresentar N números de detectores, podendo chegar a 256, dependendo do

modelo e do fabricante; a forma como os detectores estão disponibilizados ao longo do eixo

longitudinal também depende do modelo e do fabricante e pode ser de três formas (LIMA,

2005):

MDCT fixa: com esta configuração os detectores apresentam todos a mesma

dimensão;

MDCT adaptativa: nesta configuração os detectores possuem dimensões

variadas, os detectores com dimensão maior ficam nas extremidades e no centro

os de menor espessura;

MDCT híbrida: nesta configuração os detectores apresentas dimensões iguais ao

longo do eixo, com exceção de um detector central de menor dimensão.

Os parâmetros técnicos para a obtenção de um exame tomográfico para SDCT ou

MDCT são:

34

Fatores de exposição: Os fatores de exposição têm influência direta para a obtenção da

imagem tomográfica são eles: a tensão aplicada ao tubo de raios-X (kV), a corrente (mA) e o

tempo de exposição (s). Alguns modelos de tomógrafos permitem selecionar tensões de 80

kV, 100 kV, 120 kV e 140 kV, porém a mais usual é a de 120 kV. A escolha da tensão, da

corrente e do tempo de exposição tem influência direta na dose de radiação recebida pelo

paciente e na qualidade da imagem; tempo de exposição curtos diminuem o aparecimento de

artefatos na imagem além de diminuírem a quantidade de radiação entregue ao paciente.

Incremento da Mesa: O incremento da mesa é distância que delimita os cortes

tomográficos. Geralmente a espessura nominal varia de 0 a 10 mm, a correta seleção da

espessura do corte tem fator primordial, na rotina clínica; uma escolha inadequada pode

acobertar a visualização de lesões suspeitas, caso o incremento seja maior que o tamanho a

lesão. O incremento também influência diretamente na dose, uma vez que pequenos

incrementos resultam em maior quantidade de radiação local para o paciente

(MARCONATO, 2005).

Espessura do Corte: A espessura do corte e a dimensão do feixe de radiação de uma

única aquisição tomográfica, geralmente podem variar de 1 a 10 mm dependendo da estrutura

em estudo.

PITCH ou Fator de Passo: O PITCH, foi brevemente explicado como sendo a razão

entre o deslocamento da mesa durante uma rotação completa pela espessura nominal do corte.

É comumente referir-se ao PITCH em função do numeral 1 em três casos : menor que 1,

maior que 1 ou igual a 1. No primeiro, caso significa que os cortes estão sobrepostos, no

segundo caso, há um intervalo entre os cortes e no terceiro caso não há espaço entre os cortes.

Quanto maior o PITCH menor a quantidade de radiação entregue ao paciente, porém há perda

na qualidade da imagem ( CORMACK, 1980).

Inclinação do Gantry. A inclinação do gantry é o ângulo entre o plano vertical e o plano

do tubo de raios-X, normalmente pode variar entre -25° a + 25°, podendo reduzir artefatos e a

quantidade de radiação entregue ao paciente.

Volume de Investigação: Volume de investigação e definido como área onde começa e

termina a aquisição tomográfica.

35

Filtros: Os filtros são operadores matemáticos, selecionáveis no momento da aquisição

com a finalidade em melhorar a qualidade da imagem e reduzir a quantidade de radiação

necessária para a obtenção da imagem, e consequentemente a diminuição da exposição do

paciente.

A realização de um exame tomográfico é caracterizada pela escolha e junção de

parâmetros técnicos, que possibilitam a geração de uma projeção fiel da estrutura, ou imagem

radiodiagnostica. A junção destes parâmetros é chamado de protocolo para aquisição de

exames tomográficos, entre os principais parâmetros são: kV, mA, s, incremento, espessura

do corte, PITCH, filtros, dentre outros.

Na rotina clinica em TC, existem inúmeros tipos de exames, desde os mais simples

chamados TC de rotina até os mais complexos. Os exames de TC sugerem grupos de exames

com pequeno grau de complexidade, não necessitando de complementos além dos parâmetros

apresentados no protocolo para o exame; com um grau de complexidade um pouco maior,

temos os grupos dos exames contrastados, que necessitam que seja administrado no paciente

um líquido, via oral ou subcutânea, para melhorar o contraste do órgão em estudo; as TC do

grupo das cardíacas denotam exames com elevado grau de tecnologia envolvida, sendo

possíveis somente com tomógrafos de última geração (LAUREANO et al, 2002). Os grupos

de exames podem variar entre instituições; uma instituição que possua um tomógrafo sem

grandes recursos tecnológicos pode realizar exames de rotina e contrastados, já as outras

categorias de exames ficam condicionadas ao grau de tecnologia disponível para a realização

do exame. Exames mais complexos, em sua grande maioria, expõem o paciente a maior dose

de radiação, uma vez que necessitam de maior tempo para a aquisição de dados.

Quando o ato em capturar uma imagem anatômica para elaborar um diagnóstico médico

sobre a imagem é realizado, deve-se considerar que existem diferentes processos físicos. Uma

falha em algum processo físico pode acarretar em detrimento na qualidade da imagem e,

consequentemente, o aumento de dose para o paciente. O profissional envolvido neste

processo deve assegurar que a imagem tenha qualidade suficiente para obter toda a

informação diagnóstica desejada (EUR , 1999).

3.5. Apresentação de uma imagem tomográfica

36

O termo imagem monocromática, ou na forma mais simples apenas imagem, refere-se à

função bidimensional de intensidade de luz f (x, y),onde x e y é proporcional ao brilho (ou

níveis de cinza) da imagem no ponto dado pelas coordenadas espaciais (x, y) (GONZALES e

WOODS, 2007). Uma imagem digital pode ser considerada como sendo uma matriz de

dimensões variadas composta por pixels. Pixel é a abreviação de picture element, que

representa o menor elemento constituinte em uma imagem digital e contém um valor

numérico que é a unidade básica de informação sobre a imagem ( BRECKON e SOLOMON,

2011).

Os modelos de cores são adotados para facilitar a especificação de cores em alguma

forma padrão e de aceite geral (GONZALES e WOODS, 2007). Os modelos de cores mais

frequentemente usados para o processamento de imagens digitais são o RGB (red, green e

blue), o YIQ onde Y corresponde a luminância e I e Q componentes monocromáticos

chamados “em fase” e quadratura respectivamente e o modelo HSI (matriz, saturação e

intensidade).

Uma imagem diagnóstica obtida com um aparelho de tomografia é composta por pixels

com um valor de intensidade associado. Em tomografia, os números de CT ou HU ( Unidade

Hounsfield) é uma escala númerica utilizada para diferenciar os coefecientes de atenuação

pertencente ao corte tomográfico . Esta escala tem a água como referência com valor igual a

0 HU. Os valores de HU são utilizados para gerar a distribuição dos tons de cinza em uma

imagem tomográfica; cada tecido constituinte do corpo huamno terá uma faixa

correspondente de HU; por exemplo para o fígado na faixa de 50 a 75 HU, já para a gosdura

de -110 a 65 HU ( MOURÃO, OLIVEIRA, 2009). A Fig. 5 traz a escala de Hounsfield para

o corpo humano.

37

Figura 5: Escala de Hounsfield (MAIERHOFER, MAZZETTI, 2001)

Para associar os valores dos pixels as HU usa-se as Tabelas de Tradução (LUT do inglês

– Lookup Tables). As tabelas LUT são tipicamente utilizadas para mapear os valores de pixel

para o dispositivo de exibição (BAXES,1994); no caso em questão as tabelas LUT serão os

números de HU que terão um valor de pixel associado para formar a imagem, como ilustra a

Fig. 6.

38

Figura 6: Tabela de tradução LUT.

Porém, o processo da aplicação da LUT não pode ser feito manualmente. A imagem

tomográfica depende basicamente de três etapas: interação dos fótons com os detectores

gerando um sinal elétrico, manipulações matemáticas, arranjo dos voxels em forma de matriz

e a tradução dos valores dos voxels em HU.

Uma das indicações clínicas de um exame de TC pediátrico é investigar anomalias

dentro da caixa torácica, sendo assim outra dimensão espacial é requerida. A outra dimensão

faltante que dará a ideia de profundidade da imagem corresponde ao Voxel (Volume Element),

que é o menor ponto tridimensional constituinte em uma imagem digital.

O papel do detectores nos seres humanos é realizada pelo olho humano, mas

especificamente na retina. Nela existem duas classes de receptores discretos: cones e

bastonetes. Os cones são aproximadamente 6,5 milhões, são extremamente sensíveis às cores,

com a função de capturar as componentes RGB. Os bastonetes são em maior número

aproximadamente 120 milhões, são sensíveis a baixos níveis de luminosidade, com a função

de captar os detalhes de tons de cinza da imagem; em condições de baixa luminosidade, os

bastonetes são estimulados e os cones retraídos ( OKUMO, CALDAS e CHOW, 1982). Este é

o motivo pelo qual as salas de interpretação de imagens radiodiagnósticos devem ter pouca ou

quase nenhuma luminosidade artificial ou natural.

39

3.6.Qualidade da imagem

3.6.1. Função de espalhamento (‘Spread Functions”)

O domínio espacial refere às duas dimensões espaciais da imagem, comprimento ( x-

dimensão) e altura ( y-dimensão). Um caminho conceitual para interpretar e obter a resolução

espacial no dominio espacial de um detector, é obter uma imagem com um ponto e observar

como ele responde (BUSHBERG, SEIBERT, LEIDHOLDT e BONNE, 2002). A imagem

produzida será fruto de um único ponto estimulado no detector; a resposta é chamada de

Função de Espalhamento no Ponto (Point Spread Function) (PSF).

Em algumas situações não é possível obter uma PSF devido a limitações técnicas,

nestas circunstâncias outras duas funções de espalhamento podem ser obtidas. A Fig. 7 ilustra

as três funções de espalhamento possíveis. A Line Spread Function (LSF), descreve a

resposta do sistema para um estimulo linear, a Edge Spread Function (ESF) é substituta da

LSF em casos quando vários fatores alteram a produção da imagem, por exemplo as

propriedades no domínio espacial resultante de radiação espalhada, em procedimentos de

Radiologia Intervencionista (BUSHBERG, SEIBERT, LEIDHOLDT e BONNE, 2002).

40

Figura 7: Funções de espalhamento: PSF, LSF e ESF (BUSHBERG, SEIBERT, LEIDHOLDT e

BONNE, 2002).

3.6.2. Resolução espacial e MTF

A resolução espacial reflete a capacidade em identificar os detalhes contidos em um

objeto e conseguir transportar e reproduzir fielmente cada ponto contido para uma imagem.

Credita-se à resolução espacial o espaçamento mínimo entre objetos pequenos que podem ser

distinguidos sem deformação ou superposição de estruturas; em outras palavras, a habilidade

do sistema em interpretar estruturas adjacentes como independentes, como ilustra a Fig.8.

Figura 8: Exemplo do espaçamento mínimo chamado de resolução espacial (WOLBARST 1993).

Existem inúmeras formas de avaliar a resolução espacial do sistema; o mais usual é a análise

visual, utilizando-se objetos simuladores constituintes de pares de linhas (Fi. 9). Porém a

avaliação visual fica subjetiva aos olhos do observador e de quantos pares de linha ele

consegue visualizar.

41

Figura 9: Conjunto de pares de linhas com diferentes espessuras para a avaliação da resolução espacial

(CURRY, DOWDEY e MURRY, 1990).

No plano espacial, a resolução é especificada em termos da Função de Transferência de

Modulação (MTF) mensurada nas duas direções ortogonais nos planos . A MTF é uma

medida objetiva do contraste com a qual as frequências individuais do objeto são

reproduzidas fielmente na imagem, um gráfico da MTF é feito em função da resolução

espacial em pares de linhas por cm ( pl/mm) como ilustra a Fig.10.

Figura 10: Curva característica da MTF. Adaptada de SEERAM, 2009.

A MTF é usada para comparar diferentes aparelhos tomográficos, a Fig.11 ilustra a

MTF de dois tomógrafos, o aparelho A tem uma imagem com 5.2 pl/cm para uma MTF a

10% e o B tem uma imagem com 3,5 pl/mm na MTF a 10%, consequentemente, o aparelho A

tem melhor resolução espacial em relação ao B. Três pontos da curva da MTF são de grande

interesse: 50%, 10% e 0%. A MTF a 50% refere-se à frequência com que a magnitude da

MTF cai a 50% do valor de pico, similarmente , a MTF a 10% e 0% (SERRAM, 2009).

42

Figura 11: Gráfico comparativo da MTF para três aparelhos tomográficos. Adaptada de SMITH, 1999.

A MTF do sistema pode ser obtida através das funções de espalhamento (spread

function), PSF, LSF e ESF. A escolha da função depende do objeto de teste para a MTF

presente no objeto simulador em uso, se o objeto simulador possuir um ponto metálico a

função usada será a PSF ou se forem pares de linhas a função será a LSF ou a ESF.

A finalidade das funções de espalhamento é remover o ruído provocado pelo

espalhamento decorrente do objeto. A MTF é obtida através da aplicação da 2D de Fourier

sobre as funções, como ilustra as Eq. 10, 11 e 12 abaixo (SUETENS, 2009).

(11)

(10)

43

A distância ocupada por dois objetos no espaço é caracterizada pela sua frequência

espacial e, tal qual como um sinal elétrico varia em função do tempo, sendo sua frequência

dada em ciclos por segundo (Hz). A Fig. 12 ilustra uma função no domínio da frequência

espacial de uma onda sinusoidal de período e frequência .

Figura 12: Função sinusoidal ilustrada para representar o conceito de frequência espacial. Adaptada de

JIANG, 2009.

A relação que representa a distância ocupada ( ) por um objeto no meio ciclo de onda é

representada na Eq. 13 abaixo.

(13)

(12)

44

Cada ciclo da onda, Fig.12, representa um par de linhas e sendo a análise feita no

domínio espacial, à unidade adotada é par de linhas por milímetro (pl/mm). Um objeto de

espessura igual a 0,25mm corresponde a uma resolução espacial de 2 pl/mm (BUSHONG,

1997).

3.6.3. Ruído

O ruído têm natureza quântica e randômica, ele que oferece aspecto granulado à

imagem decorrente de uma exposição homogênea do corpo a um número variado de pixels.

O principal agente causador do ruído na imagem é o número de fótons de raios-X que atingem

o detector, portanto a má qualidade dos detectores também beneficia o ruído.

A flutuação no número de fótons pode ser mensurada pelo desvio padrão (σ) de uma

amostra contendo um número significativo de fótons, sendo assim o ruído expresso pelo

desvio padrão, Eq. 14 (BUSHBERG, SEIBERT, LEIDHOLDT e BONNE, 2002).

(14)

onde é a média aritimética das medidas; valor unitário da medida; tamanho da

amostra.

3.7. Efeitos danosos a saúde

45

Os efeitos da radiação ionizante provinda de exames tomográficos não são os mesmos

em adultos e crianças. As crianças são mais suscetíveis aos efeitos danosos da radiação, seus

órgãos estão em desenvolvimento e células em processo de diferenciação (TAUHATA, 2003).

A preocupação com os efeitos da dose de radiação é evidenciada em trabalhos publicados na

literatura (BRENNER, 2007; RUSH, DONNELLY, ROSEN, 2003; RON, 2001). Um estudo

recente (PEARCE et al., 2012) indica que exames de TC na infância aumentam a

probabilidade de desenvolvimento de tumores cerebrais e leucemias, e segundo BRENNER et

al.(2001), a probabilidade de uma criança de até um ano de vida vir a óbito através da

radiação de uma TC é de 0,18% para uma exame tomográfico de abdômen é 0,07% em um

exame de crânio.

Dados da década de 90 mostraram que além de efeitos já conhecidos, como a indução

do câncer e retardo no desenvolvimento mental, a radiação ionizante pode provocar outros

distúrbios. As doses de radiação estão associadas a distúrbios no coração e aparelho digestivo,

infartos e complicações respiratórias (ICRP , 2007), desenvolvimento de leucemia e distúrbios

de humor ( ICRP, 2011).

Não somente distúrbios fisiológicos acometem o ser humano, há também questões

sociais e econômicas. Hospitais contam com apoio psicológico a pacientes, crianças e adultos,

que passaram por vários níveis de stress e angústia emocional. O medo da morte, as mudanças

físicas e psíquicas, as mudanças no modo de vida tanto social como financeira passam a ser

pensamentos constantes, e provável estopim para um diagnóstico de depressão (BALLONE,

2002). Este cenário desenvolveu o aparecimento da psicooncologia, um ramo da psicologia

que analisa o comportamento de pais e familiares em ambientes de cuidados médico-

hospitalares para crianças e adolescentes em tratamento de doenças crônicas (KOHLSDORF

et al, 2008). Não existe fronteira segura, mesmo com baixas doses de radiação existe um

pequeno, mas significativo incremento na probabilidade do desenvolvimento de câncer,

(NCI, 2011).

É significativo o aumento do número de exames tomográficos ao longo dos tempos, em

1980, três milhões de TC foram realizados, em 1995, 21 milhões e em 2006 este número

subiu para 67 milhões; Considerando que 10% das TC foram realizadas em crianças, no ano

de 2006 totalizam-se 6,7 milhões de TC pediátricas, contra 300 mil em 1980 (FRED A,

46

2008). Dados como estes e os riscos à saúde geraram preocupação no cenário mundial e o

surgimento de campanhas de conscientização (IAEA, 2011a) quanto ao uso da TC em

crianças. Em 2008 a Sociedade Americana de Pediatria, a Sociedade de Radiológica

Pediátrica e outras 24 instituições fundaram a Aliança Para Segurança Radiológica em

Imagem Pediátrica. Esta campanha inicialmente surgiu com foco em tomografia pediátrica,

intitulada “Image Gently”, apoiando ideias voltadas a proteção radiológica, ressaltando que

seja mínima possível a exposição do paciente a radiação para a obtenção do exame e imagem

de boa qualidade (PEDRAD, 2005). Atualmente, também dispõem sobre outras áreas como a

radiografia, fluoroscopia e a medicina nuclear.

3.7.1. Indicações clínicas para um exame de TC pediátrica

Ao expor o paciente pediátrico a radiação para a obtenção de uma imagem tomográfica

do tórax ou do abdômen, o objetivo é mostrar anatomias patológicas normais e anormais e a

fisiologia interna da caixa torácica, do abdômen e da pélvis.

As indicações para a solicitação de uma TC do tórax são, porém não se limitam a

(COMISSÃO EUROPEIA, 2001)BONGARTZ et al., 2004) (SIEGEL, 2001):

Avaliação de anormalidades descobertas em radiologias de tórax;

Avaliação de patologias torácica clinicamente suspeita;

Avaliação de manifestações torácicas envolvendo doenças metastáticas;

Avaliação de manifestações ou suspeitas de anormalidades torácicas vasculares

(congênitas ou adquiridas);

Avaliação ou suspeitas de anormalidades congênitas torácicas;

Avaliação e acompanhamento do parênquima pulmonar e doenças das vias

respiratórias;

Avaliação do pós-operatório e de complicações cirúrgicas;

Avaliação da parede torácica;

Avaliação de danos pleurais;

47

Desempenhos de procedimentos intervencionistas guiados por TC e

planejamento de tratamentos radioterápicos.

O volume de investigação no exame de tórax é a região entre o ápice do pulmão até a

base pulmonar; o exame deve permitir visualizar as seguintes estruturas devem-se visualizar

na TC de tórax as seguintes estruturas:

Toda parede torácica;

Toda aorta torácica e veia cava;

Todo coração;

Todo parênquima pulmonar;

Os vasos após administração de meio de contraste intravenoso.

As indicações para a solicitação de uma TC do abdômen são, porém não se limitam a

(COMISSÃO EUROPEIA, 2001) (BONGARTZ et al., 2004) (SIEGEL, 2001):

Avaliação da flora abdominal ou dor pélvica, avaliação ou suspeita de cálculos

no sistema urinário e apendicite;

Avaliação de massas renais e adrenal e anormalidade do trato urinário com CT

urografia;

Avaliação de neoplasias primárias ou metastáticas, incluindo a caracterização da

lesão, por exemplo, lesão hepática focal;

Avaliação da doença hepática difusa, por exemplo, a esteatose, doença de

disposição de ferro, suspeita de cirrose e anormalidade no sistema biliar,

incluindo CT coloangiografia;

Avaliação da recorrência de tumores após ressecção cirúrgica;

Detecção de complicações após cirurgias abdominal ou pélvica, por exemplo,

abscesso, linfocele, mudança de radiação e fístula e seio na formação do trato;

Avaliação de trauma abdominal ou pélvico;

Esclarecimento de outros resultados obtidos com exames de imagens médicas ou

alterações laboratoriais;

Avaliação do intestino delgado ou obstrução do intestino grosso;

Planejamento de tratamentos radioterápicos e quimioterápico ,e avaliação de

tumores em resposta ao tratamento, incluindo estudos de perfusão;

48

O volume de investigação no exame do abdômen é desde a cúpula do fígado até

a sínfise púbica, o exame deve permitir visualizar as seguintes estruturas:

Diafragma;

Todo fígado e baço;

Órgãos do parênquima peritoneal (pâncreas e rins);

Aorta abdominal e a parte proximal da artéria ilíaco comum;

Parede abdominal incluindo toda a hérnia;

Vasos após administração de meio de contraste intravenoso.

A ampla finalidade diagnóstica da TC é um dos motivos do aumento no número de

exames de TC realizados.

3.8. Níveis de Referência em Diagnóstico (NRD)

Níveis de referência para radiodiagnóstico ou Dose Reference Levels (DRL) foram

mencionados pela primeira vez pela Comissão Internacional de Proteção Radiológica (ICRP)

na publicação 73 (OECD NEA, 2011). Níveis de referência de diagnóstico são suplementos

para julgamento profissional e não fornecem uma linha divisória entre a medicina boa ou

ruim, seu uso é inadequado para fins regulatórios ou comerciais (MEDICAL COUNCIL,

2004). Os níveis de referência de referência para radiodiagnóstico não concretizam uma dose

ideal ou sugerida para um determinado procedimento ou um limite máximo absoluto de dose.

Sua significância representa o nível de dose em que uma investigação da adequação de dose

deve ser iniciada

Assim, os níveis de referência devem ser interpretados como um ponto de

desencadeamento para iniciar a melhoria da qualidade, caso haja suspeita que o nível de

qualidade da imagem possa ser obtido com doses menores. O emprego dos níveis de

referência em radiodiagnóstico é uma ferramenta para identificar procedimentos onde se julga

estar sendo fornecida uma dose desnecessário, ou seja, identificar situações em que se possa

reduzir a dose sem afetar a qualidade da (ICRP, 2011A).

49

Além de campanhas sociais visando à proteção radiológica do paciente, a realização de

um levantamento dos valores de dose em TC pediátrica, para uma determinada região, é

comum em países como: Estados Unidos (LAM et al. 2011), Bélgica (PAGES et al. 2003),

Alemanha (GALANSKI et al, 2005), Reino Unido (CHAPPLE et al. 2002) e Austrália

(McLEAN et al, 2003).

Para exames de tomografia computadorizada pediátrica, a publicação 87 da ICRP

(2001) e a publicação 96 da AAPM (2008) fornecem os valores do NRD para diferentes

faixas etárias e sítios de estudo.

3.8.1. Otimização

Em exames tomográficos, otimizar um procedimento é manter o equilíbrio entre

qualidade da imagem e dose. Este processo é conhecido na prática radiodiagnóstica médica

como o princípio ALARA (As Low As Reasonably Achievable), que estabelece que os níveis

de exposição à radiação devem os menores possíveis, porém mantendo a qualidade da

imagem com níveis aceitáveis para um diagnóstico confiável (BRASIL, 1998).

O fato de expor crianças à radiação ionizante, o detrimento causado por exames de TC

pediátricos deve ser minimizado, considerando sempre que o benefício para o paciente deve

ser maior que a probabilidade de risco.

Os médicos e os radiologistas devem buscar sempre o melhor tratamento e o

diagnóstico correto para o paciente. Imagens com valores de doses que ultrapassam os níveis

de referências recomendados para a prática radiodiagnostica médica apresentam qualidade

melhor que as obtidas com baixos valores de dose, ocasionando a preferência por imagens

com altas doses; este mecanismo favoreceu a obtenção de TC pediátricas com altas doses por

muitos anos (BAERT, 2007).

Protocolos específicos considerando o biótipo do paciente devem fazer parte da rotina

clínica com parâmetros técnicos de exposição ajustados ao paciente; uma criança com cinco

anos de idade não necessita a mesma corrente (mA) e tensão (kV) aplicada ao tubo que um

50

adulto para obter a imagem (BAERT, 2007). Segundo Lima e Monteiro (2011); duas

constatações sobre a realidade dos serviços que realizam estudos tomográficos pediátricos:

1) Os serviços realizam tomografias computadorizadas pediátricas não possuindo

nenhum protocolo específico à idade do paciente;

2) Não há a prática nos setores de radiodiagnóstico na realização de estudos de

otimização nos procedimentos tomográficos pediátricos.

A suspeita de que os médicos que prescrevem os exames com raios–X, juntamente com

os responsáveis pelo encaminhamento do paciente no pronto-socorro (socorristas), estão mal

informados quanto aos riscos, foi relatada por Johnson (2011); segundo ele, dos socorristas de

um serviço público do estado do Rio de Janeiro, apenas 9% são conscientes dos riscos de

câncer e 47% dos médicos acham extremamente alarmante e desconhecem as doses

envolvidas nos procedimentos tomográfico, suspeitas estas que refletem como prováveis

casuísticas das ações 1 e 2 numeradas no parágrafo anterior.

3.9.Grandezas de proteção radiológica:

Historicamente, as grandezas usadas para quantificar a radiação ionizante têm sido

baseadas no fenômeno físico da ionização ou da quantidade de energia depositada numa

massa de um material. Suas finalidades no cenário hospitalar são a proteção radiológica e

servir como indicativo de risco para o paciente, equipe médica e o público, evitando que o

limiar de dose quando houver seja excedido, buscando a prevenção aos efeitos determinísticos

e minimizando a probabilidade do aparecimento de efeitos estocásticos. São adotadas as

seguintes grandezas: a dose absorvida, o kerma, a dose equivalente em órgão ou tecido e a

dose efetiva (ICRP, 2007).

A dose absorvida, D, grandeza física fundamental utilizada para todos os tipos de

radiação ionizante, mostrada na Eq. 15 (ICRP, 2007; ICRU, 2011).

51

(15)

onde é a energia média depositada em uma dada massa – dm. Esta grandeza é

mensurável e a unidade utilizada é o J.kg-1

, tendo o nome especial de gray (Gy)

O kerma, K, é o quociente entre as somas das energias cinéticas, ET,R, de todas as

partículas ionizantes carregadas liberadas pelas partículas ionizantes não carregadas na

matéria de massa dm, apresentado na Eq. 16. Esta grandeza também é mensurável e sua

unidade utilizada é o gray.

(16)

A probabilidade dos efeitos estocásticos não depende apenas da dose absorvida mas

também do tipo e da energia da radiação . A dose equivalente (HT) está baseada na definição

da dose absorvida média (DT) em um órgão ou tecido específico T, dada pela Eq. 17 (IAEA,

2007; ICRP, 2007).

(17)

52

onde wR é o fator de ponderação da radiação, que reflete a eficiência biológica das

radiações de alto transferência linear de energia (LET) compensada com as de baixo LET

para o tipo de radiação R.

A dose efetiva, E, é o somatório dos fatores de ponderação de todos os órgãos e tecidos

do corpo (wT) multiplicado pelo somatório das doses absorvidas ponderadas pelo fator de

ponderação da radiação (wR). A Eq.18 apresenta essa grandeza medida em sievert (Sv) (ICRP,

2007).

(

(18)

3.9.1 Grandezas de uso exclusivo em procedimentos tomográficos

Na TC, a fonte de radiação está em movimento rotacional devendo produzir no paciente

uma distribuição de dose absorvida mais uniforme, em relação a outros procedimentos

radiodiagnósticos (CARLOS, 2002); este fato que não permite o uso dos mesmos

instrumentos para mensurar a radiação que a radiografia convencional. Em 1981, a Food and

Drug Administration, FDA (1997) propôs o uso de descritores exclusivos para a dosimetria

em tomografia computadorizada, a dose média em múltiplos cortes (MSAD) e o índice de

dose em tomografia computadorizada (CDTI).

A dose média em cortes múltiplos - MSAD (Multiple Scan Average Dose) é uma

grandeza que representa a dose média em um corte no centro da câmara de ionização tipo

lápis, relativa a uma série de cortes tomográficos, apresentada pela Eq. 19, onde d é o

incremento da mesa e DN,d é a dose decorrente de N cortes em função da posição (IAEA,

2007; BRASIL, 1998).

53

(19)

Segundo Jucius et.al. (1977), a exposição média do corte central de uma série de cortes

é equivalente à medida da exposição multiplicada pela espessura de corte único – razão entre

a leitura dada pela câmara de ionização e o incremento da mesa. Sendo assim, foi possível

confirmar a medição do MSAD com apenas um corte; esta grandeza dosimétrica foi

denominada de CTDI – Índice de Dose em Tomografia Computadorizada (JESSEN et.al.

1999).

O CTDI é uma grandeza descritora de dose, que pode ser medida dentro de simuladores

padrões de tronco e cabeça. A Eq. 20 é dada pela integral ao longo de uma linha paralela ao

eixo de rotação z do perfil de dose para uma única fatia, D, dividido pela espessura nominal

do corte, h (JESSEN et.al. 1999).

(

(20)

Para aquisições multi-slice a Eq. 21 é mais bem empregada, visto que N representa o

número de canais do tomógrafo.

(

(21)

O CTDI e o MSAD só são equivalentes quando o incremento da mesa é igual a

espessura de corte apresentada na Eq. 21, onde p é o PITCH.

54

(

(21)

O CTDIw, apresentada pela Eq. 22, é a grandeza que representa o índice de dose

ponderado para tomografia. Seus valores são dados em gray (Gy) indicando a dose média em

um único corte tomográfico, onde o CTDI100,c apresentado na Eq. 23 representa a dose no

centro do objeto simulador e o CTDI100,p apresentado na Eq. 23 representa a dose média nas

periferias do objeto simulador (LEITZ, AXELSSON, SZENDRO, 1995).

(

(22)

(

(23)

onde, N representa a quantidade de canais, T a espessura do corte, a média das

leituras no centro do objeto simulador de PMMA, a média das leituras na periferia do

( 24)

55

fantoma PMMA, o coeficiente de calibração em termos de produto kerma-

comprimento (PK,L), fator de depêndencia energética e o fator de correção para

temperatura e pressão.

Os valores de CTDIvol consideram os valores de CTDIw e do PITCH utilizado no

processo de aquisição, conforme apresentado na Eq. 25 (AAPM, 2008):

(25)

O DLP – produto dose-comprimento – é um índice que representa o produto final da

dose no paciente. Conforme apresentado na Eq. 26 o DLP leva em consideração o CTDIVOL e

a distância da varredura do paciente, L (AAPM, 2008).

(26)

A IAEA (2007) trouxe uma terminologia diferente para cada grandeza dosimétrica. O

índice de kerma no ar, Ca,100, apresentado na equação 27, medido livre no ar para uma rotação

do tubo em tomógrafos é o quociente da integral do kerma no ar ao longo de uma linha

paralela ao eixo de rotação do tomógrafo considerando o comprimento de 100 mm e T a

espessura nominal do corte. A faixa de integração está posicionada simetricamente sobre o

volume irradiado.

(27)

56

Para equipamentos multi-slice deve-se considerar o valor NT que representa a

espessura do feixe, sendo essa multiplicação a colimação do feixe representada na Eq. 28.

(28)

O índice ponderado de kerma no ar (CW), representado pela Eq. 29, é muito utilizado

para medir o índice de kerma dentro de objetos simuladores. Essa medição é realizada através

do posicionamento da câmara de ionização tipo lápis nos orifícios centrais e periféricos do

objeto simulador. Essa grandeza substituiu o antigo CTDIW.

(

(29)

A grandeza nCW, representa o valor de Cw e/ou de Ca,100 normalizado para o produto do

tempo de exposição por unidade da corrente do tubo, PIt, representada pela Eq. 30.

(30)

Para medir o índice de kerma no ar volumétrico, CVOL, antigo CTDIVOL, considera-se o

PITCH, segundo apresentado na Eq. 31.

57

(

(31)

O PITCH, p, é utilizado para aquisições helicoidais, ou pode ser calculado para

aquisições axiais (sequenciais), através do incremento da mesa e espessura de corte,

apresentado pela Eq. 32.

(

(32)

O produto kerma-comprimento, PK,L, antigo DLP, é calculado através da Eq. 33, onde

o índice j representa cada sequência ou série de varreduras helicoidais que fazem parte do

exame, lj, representa a distância varrida do paciente e PIt é a carga do tubo para uma única

varredura axial.

(

(33)

3.9.2. Dose efetiva normalizada para TC

Como já mencionado, a dose efetiva é um descritor que expressa o detrimento nos

tecidos ou órgãos, decorrente de suas sensibilidades biológicas à radiação. É um parâmetro

único de dose que reflete o risco de uma não uniforme exposição em termos de uma

exposição equivalente de corpo.

58

O conceito de dose efetiva está designado para proteção radiológica de pessoas

ocupacionalmente expostas, quando aplicada à população média apresenta limitações, pois

não considera o gênero ou a idade do individuo exposto, porém seu uso facilita a comparação

entre diferentes tipos de práticas radiodiagnosticas médicas. Quando o médico é questionado

qual e o risco de probabilidade de dano a saúde do paciente e qual a dose recebida pelo

paciente em um exame de TC, a resposta para a dose será respondida com um valor em

unidade de mGy ou mGy.cm, a probabilidade de detrimento continua incógnita (AAPM,

2008).

O modo mais direto para obter a dose, em pacientes submetidos a exames de tomografia

computadorizada é através de medidas experimentais nos órgãos em objetos simuladores

(HUDA e SANDISON,1986). Outro caminho para obter a energia depositada nos órgãos do

paciente é através de simulações computacionais com o método de Monte Carlo (JARRY et

al., 2003).

Para minimizar controvérsias nas diferenças nos valores da dose efetiva obtidas de

modo experimental ou com Monte Carlo, um método genérico foi proposto pela European

Working Group for Guidelines on Quality Criteria In Computed Tomography ( JESSEN,

PANZER, SHRIMPTON et al., 2000). Os valores das doses efetivas calculadas com o pacote

NRPB ( National Radiological Protection Board) Monte Carlo organ coefficients (JONES e

SHRIMPTON, 1991) foram comparados com valores da DLP para determinar um coeficiente

k, onde os valores de k são dependentes somente da região do corpo irradiada como mostra a

Tab. 1.

Tabela 1: Valores do fator de conversão k (AAPM, 2008)

Região do corpo k (mSv mGy-1

cm-1

)

0 anos de idade 1 ano de idade 5 anos de idade 10 anos de idade Adulto

Pescoço e cabeça 0,013 0,0085 0,0057 0,0042 0,0031

Cabeça 0,011 0,0067 0,0040 0,0032 0,0021

59

Pescoço 0,017 0,012 0,011 0,0079 0,0059

Tórax 0,039 0,026 0,018 0,013 0,014

Abdômen 0,049 0,030 0,020 0,015 0,015

Tronco 0,044 0,028 0,019 0,014 0,015

Usando esta metodologia, a dose efetiva pode ser estimada a partir do DLP como

mostra a Eq. 34, obtido experimentalmente ou quando fornecido pelo próprio tomógrafo após

a realização do exame.

No presente trabalho, a dose efetiva em tomografia computadorizada terá a

nomenclatura adotada como dose efetiva normalizada (En), por compreender que esta

designação adequa-se melhor ao objetivo proposto no uso do coeficiente k.

(34)

3.10.Inferência estatística, Ruído e MTF

Este tópico traz uma abordagem de métodos estatísticos, do ruído e da uma visão

geral da frequência espacial, temas relevantes para a análise da qualidade da imagem proposta

no presente trabalho.

3.10.1. Distribuição normal

60

Inferência é o modo de interpretar e julgar todo um conjunto de dados a partir de uma

parte (amostra)( LEVINE, 20120) . Uma imagem tomográfica é formada por um conjunto de

pixels distribuídos ao longo de linhas e colunas, e cada pixel terá um valor de intensidade que

será convertido para um valor de HU através de uma tabela LUT (GONZALES e WOODS,

2002). A distribuição normal é uma das principais distribuições estatísticas, aproximadamente

80% de todos os fenômenos estatísticos tem esse comportamento (MORETTIN e BUSSAB,

1991), entre eles, a distribuição dos pixels em uma matriz para formar a imagem tomográfica.

A distribuição normal é muitas vezes atribuída a Laplace, P.S. e Gauss, C.F., entretanto

dados históricos mostram que os primeiros ensaios foram feitos por Bernoulli, J. quando em

seu trabalho intitulado Ars Conjectandi (1713) descreveu o primeiro elemento básico da Law

of Large Numbers no português Lei dos Números Largos; de Moivre, A. em 1738 encontrou

o que ele chamou de “Curve” ou curva no português enquanto calculava a probabilidade de

ganho para diferentes jogos de azar, Laplace, P.S. estudou esta distribuição e obteve um

resultado mais formal e geral no ano de 1774, relatando que a distribuição normal é uma

aproximação de uma distribuição hipergeométrica e Gauss, C.F. em suas medições na

astronomia, usou técnicas baseadas na distribuição normal estipulando um método estatístico

padrão durante o século XIX e hoje a distribuição normal é também chamada de distribuição

de Gauss ( DODGE, 2008).

A representação gráfica clássica da distribuição normal tem formato de sino e

propriedades teóricas de extrema relevância: a sua simetria no comportamento, a média

aritmética e mediana possuem valores próximos entre si, sua amplitude interquartil é igual a

1,33 desvio-padrão resultando em 50% dos seus valores centrais estarem contidos em um

intervalo com limites delimitado por dois terços de um desvio-padrão abaixo da média e dois

terços de um desvio-padrão acima da média aritmética e sua amplitude é infinita (- ∞ <X< ∞)

(LEVINE, 2012).

A expressão matemática que regi o comportamento da curva da distribuição normal é

fornecida pela Função de Densidade da Probabilidade Normal, quando σ tem valores maiores

que zero, mostrada na Eq. 35, seu resultado fornece uma ideia de probabilidade para uma

dada situação. A curva normal depende exclusivamente da média aritmética ( µ) e do desvio-

padrão (σ).

61

(35)

onde ℮ é a constante matemática de valor 2,71828 e π outra constnate matemática no de

valor 3,14159.

O Teorema do Limite Central implica na situação em que qualquer que seja a forma de

uma distribuição, suas médias resultam em uma distribuição normal (BERQUO et all, 1981) e

para encontrar a distribuição da média basta conhecer apenas a média da população e o

desvio-padrão, desde que o número de número da amostra seja maior que 30. Ao aplicar este

conceito a estatística está sendo dedutiva, pois basea-se no fato de uma verdade para a

população e a aplica para a média aritimética da amostra; o correto é o pensamento indutivo

utilizando-se resultados de amostras para estimar a generalização mais abrangente (LEVINE,

2012).

O pensamento indutivo é feito através de uma estimativa de um intervalo de confiança

ou seja, uma extensão de valores construída em torno de um ponto. Em outras palavras, um

intervalo de confiança é um intervalo que expressa a probabilidade de encontrar o valor real

correspondente ao parâmetro da população. Para construir um intervalo de confiança a Eq.

36 contendo o verdadeiro valor do parâmetro ( ) e a probilidade, deve ser resolvida (

DODGE, 2008).

onde:

é o parâmetro a ser estimado,

Li é o limite inferior do intervalo,

(36)

62

Ls é o limite superior do intervalo e

1 – fornece a probalidade, chamada de Nível de Confiança. A probabilidade

mensura o risco de erro no intervalo, fornece a probabilidade para qual o intervalo não

contenha o valor real do parâmetro .

Para resolver a Eq. 36 como uma função deve ser definida onde é uma

estimativa para , que fornecerá a distribuição de probabilidade que deseja-se saber (DODGE,

2008). Definido o intervalo para obten-se a Eq. 37.

Onde k1 e k2 são as probabilidades da distribuição da função . Geralmente o risco

de erro é dividido em duas partes iguais distribuido em cada lado da distribuição da

. Comumentemente usamos uma função centrada e com a distribuição normal

reduzida, as constantes k1 e K2 serão sempre simétricas e representadas por e como

mostra a Fig 13.

(37)

63

Figura 13: Representação da curva normal reduzida. (DODGE, 1981).

Distribuições normais onde a média aritmética (µ) e o desvio-padrão (σ) são

conhecidos, o intervalo de confiança é expresso da seguinte pela Eq. 38.

(38)

O número de elementos da amostra é expresso por e o valor chamado de valor

crítico. O grau de confiabilidade do intervalo vai definir o valor crítico, trabalhando com 95%

de confiabilidade o valor de + corresponde a uma área acumulada de 0,975 e tem valor igual

a 1,96 uma vez que existem 0,025 na cauda superior como ilustra a Fig.14

Figura 14: Representação gráfica da distribuição normal para 95% de confiança (CORREA, 2003).

64

O valor crítico difere entre intervalos de confiança, quando se trabalha com 99% de

confiabilidade é igual a 2,58, na Tab.2 constam os níveis de confiança com o respectivo

valor crítico associado.

Tabela 2: Valor crítico e nível de confiança correspondente.

O intervalo de confiança aplicado na análise das imagens tomográficas otimzadas,

fornecerá uma estimativa dentro do intervalo, e o desejado é um valor de probabilidade. Para

buscar esta probabilidade, usamos a fórmula da transformação ( LEVINE et al., 2012)

apresentada na Eq. 39, cujo papel é converter qualquer variável aleatória , distribuída

normalmente, em uma variável aleatória normal padronizada .

Valor critico (Z) Nível de confiança (%)

0,0 0,00

0,5 38,30

1,0 68,26

1,5 86,64

1,7 91,08

1,9 94,26

1,96 95

2,2 97,22

2,58 99

3,9 100

65

(39)

O fato da variável possuir desvio- padrão (σ) e média aritimética (µ), a variávela

aleatória padronizada terá média aritimética µ = 0 e desvio-padrão σ = 1. Qualquer conjunto

de valores distribuídos nos moldes de uma distribuição normal, pode ser convertido para a

forma padronizada (LEVINE et all, 2012) permitindo determinar as probabilidades.

3.10.2 Análise ROC

A análise ROC (Receiver Operating Characteristic) é considerada o método estatístico

mais eficiente na tomada de julgamentos; ela é baseada na teoria da decisão estatística

desenvolvida entre os anos de 1950 e 1960 para avaliar a detecção de sinais em radar e na

psicologia sensorial (METZ, 1986). Seu alto potencial diagnóstico fez seu aplicação crescer

no diagnóstico médico, vários autores a empregam nas mais diferentes modalidades

diagnósticas (SWETS, 1979) (TAVEL et al., 1987) (BURDETTE et al., 1996) (PARKER et

al. 1995) e em outras áreas da ciência sua aplicação também é extensa (ZOU, 2012).

Segundo Linnet (1987), testes diagnósticos são capazes de identificar a presença ou

ausência de uma doença com uma margem de erro, seu julgamento baseia-se na comparação

de um teste clínico ou laboratorial com um padrão de referência conhecido como Padrão-Ouro

(RIEGELMAN e HIRSCH, 1996). A comparação do padrão ouro com outro teste de

investigação traz quatro situações observáveis relacionadas ao tipo de erro ou acerto:

Situações Observáveis:

66

Condições de acerto:

Verdadeiro Positivo (VP) – Probabilidade de um teste positivo ser classificado como

positivo;

Verdadeiro Negativo (VN) – Probabilidade de um teste negativo ser classificado como

negativo.

Condições de erro:

Falso Positivo (FP) – Probabilidade de um teste não negativo ser classificado como

positivo;

Falso Negativo (FN) – Probabilidade de um teste negativo ser classificado como não

negativo.

A interpretação do teste depende do objetivo do estudo; existirão casos em que é mais

vantajoso ter um número de falsos negativos maiores que o número de falsos positivos,

porém, em medicina diagnóstica, atenção especial deve ser dada aos falsos negativos, pois em

um teste referente a um paciente portador de alguma doença, o médico, não indicará

tratamento, com consequências irreparáveis para o paciente.

Classificar um teste em bom ou ruim resulta no que se chama de Matriz de

Contingência, lustrada na Fig. 5. Onde VP, FP, VN e FN representam o número de

verdadeiros positivos, falsos positivos, verdadeiros negativos e falsos negativos, Pos

representa o total de exemplos positivos, Neg o total de exemplos negativos, PPos o total de

exemplos preditos negativos, PNeg o total de exemplos preditos negativos e Total e a soma

dos exemplos.

67

Figura 15: Matriz de contingência

Partindo da matriz de contingência definem-se duas outras modalidades de análises: as

TVP que indica a taxa de Verdadeiros Positivos ou a Sensibilidade e as TFP que indicam a

taxa de Falsos Positivos ou a Especificidade, expressas nas Eq. 40 e 41, respectivamente.

Também se obtém a Acurácia do teste, a Taxa de Acerto e a Taxa de Erro, expressas nas Eq.

42,43 e 44 respectivamente; a mais comumente usada é a taxa de acerto.

(40)

(41)

(42)

Preditos

positivo

Preditos

negativo

Exemplos

positivos

VP FN Pos

Exemplos

negativos

FP VN Neg

Ppos PNeg Total

68

(43)

(44)

3.10.3. Curva ROC

Na medicina diagnóstica ou laboratorial, a aplicação da matriz de contingência não

expressa a melhor análise de uma forma variável contínua ou categorizada (MARTINEZ,

LOUZADA e PEREIRA, 2003). Diante deste caso, uma regra de decisão é aplicada para

buscar um critério para classificar um ponto como ideal, ou seja, estipular um ponto de corte,

onde acima deste valor o teste é considerado como negativo, e analogamente positivo para

valores abaixo do ponto de corte, e dentro das diferentes amplitudes encontradas estipular os

Verdadeiros Positivos (Sensibilidade) e os Falos Positivos (Especificidade). O gráfico

resultante da Sensibilidade por Especificidade caracteriza a curva ROC (ALTMAN e

BLAND, 1994).

Tendo Z uma variável que representa o resultado do teste, a regra de decisão a ser

tomada envolverá certo valor de ponto de corte estipulado como D. Para valores Z > D o

teste é classificado como positivo, e nas situações em que Z < D o teste é dado como

negativo. Segundo Fletcher et al. (1996), um teste muito sensível tem pequena probabilidade

de não ser classificado como positivo ao avaliar um teste realmente positivo, e um teste muito

especifico raramente um teste negativo terá sua classificação dada como positiva.

O responsável pela construção da curva ROC determina o número de pontos de corte,

de acordo com seu julgamento frente ao caso. Existem três tipos de curva ROC dependentes

na quantidade de pontos de corte escolhidos.

69

A curva ROC Empírica, onde todos os pontos de cortes possíveis são

considerados na construção da curva, obedecendo à relação de no máximo m + n

pontos de corte.

A curva ROC Aproximada, que tem o número de cortes estabelecido pelo

autor, respeitando a relação de ser menor de m + n.

A curva ROC Teórica, onde o modelo estatístico que determina a distribuição

da variável aleatória dos casos negativos e positivos é conhecido.

A Fig.16 ilustra uma curva ROC com os critérios de interpretação. A linha amarela

representa um teste com um resultado considerado excelente, quanto mais próximo do canto

superior esquerdo melhor, a designação usada é que o teste esta na área do CÉU ROC, já a

linha rosa representa um teste com resultados considerados bons e a linha azul o resultado é

considerado um teste onde os resultados positivos e negativos se confundem não permitindo

sua diferenciação, e abaixo da linha azul os resultados são considerados ruins, é comum

relatar então que o teste está na linha do INFERNO ROC.

70

Figura 16: Representação da curva ROC com os critérios de seleção. A linha amarela representa o melhor

resultado ou excelente, a rosa um resultado bom e a azul um resultado sem valor diagnóstico. Adaptada de

UNMC (2008).

3.10.3.Área sobre a curva ROC

Em um estudo com diversas curvas ROC, o método de análise mais comum é tentar

compará-las. O fator complicador é que curvas ROC são representadas por segmentos e

bidimensionais. Considerando um resultado que forneça 50% dos testes como positivo e os

outros 50% como negativo tal teste não possui valor diagnóstico, situação apresentada pela

linha azul da Fig. 16. Já uma curva na área do céu ROC com o valor para VP( verdadeiros

positivos) igual a 1, significa acertar 100% dos testes positivos e uma curva no inferno ROC

com valor para FV (Falos verdadeiros) igual a 1 significa acertar 100% dos testes negativos.

Logicamente, um teste de boa precisão é o que consegue diferenciar os testes verdadeiros dos

negativos.

Portanto, para analisar curvas ROC com valores de área próximos, onde visualmente

não é possível julgar sobre sua precisão, adotam-se critérios numéricos para a área sob a

curva. Uma área igual a 1 apresenta um teste perfeito, o teste tem que acertar todos os testes

positivos. Uma área igual a 0,5 representa um teste com 50% positivos e 50% negativos. Uma

área abaixo de 0,5 o teste privilegiará os resultados negativos, portanto quanto maior que 0,5

o valor da área sob a curva ROC melhor o teste. Segundo BUSHEBERG et al. (2002) a área

sob a curva ROC é um bom indicativo de análise para o SNR (Signal to noise ratio). A Eq. 45

expressa como obter a SNR, onde é a média do número de fótons por unidade de área e é

o desvio padrão associada ao número de fótons por área ( BUSHBERG, SEIBERT,

LEIDHOLFT, JUNIOR e BOONE, 2002).

(45)

71

Na análise da qualidade das imagens tomográficas, ao aplicar a SNR como

instrumento de julgamento, o resultado obtido não refletirá um julgamento da qualidade

visual da imagem. Tal afirmativa é apoiada no fato de o tipo de informação que o radiologista

ou oncologista está visualizando na imagem não são pixels, como já mostrado; o que eles

estão vendo são as imagens resultantes dos pixels convertidos em unidade de HU. Portanto,

para analisar a qualidade da imagem e quantificar o tipo de informação que chega aos olhos

do observador, deve-se analisar as HU que formam a imagem.

4. MATERIAIS E MÉTODOS

Neste capítulo serão abordados os procedimentos práticos e as metodologias

desenvolvidas para alcançar os objetivos propostos.

O método para obter as grandezas dosimétricas, foi aplicada a cinco centros

hospitalares de Belo Horizonte, foram realizadas medidas experimentais com os mesmos

parâmetros técnicos usados nos exames tomográficos de tórax e abdômen. Três métodos

distintos foram usados para a obtenção das grandezas dosimétricas:

Medidas com uma câmara de ionização tipo lápis em um objeto simulador de

tronco pediátrico;

Uso de um programa computacional CT-EXPO 1.7.1.

Filmes radiocrômicos.

Em um único hospital, foi aplicado o processo de otimização de dois procedimentos

técnicos usados nas TC pediátricas do abdômen. Foram sugeridas variações nos valores para a

corrente (mA) e a voltagem aplicada ao tubo (kV), e foram analisadas as grandezas

dosimétricas, incluindo a dose efetiva normalizada decorrentes dos novos parâmetros

adotados.

Foram obtidas imagens com um objeto simulador pertencente à instituição, usado

para testes de controle de qualidade, com as variações de mA e kV adotadas no processo de

otimização. As imagens resultantes foram usadas para o estudo da qualidade diagnóstica da

72

imagem, por meio de análise estatística ( distribuição normal e análise ROC), da resolução

espacial (obtenção da MTF) e do ruído (análise quantitativa e qualitativa).

4.1. Medições com a câmara de ionização

Uma câmara de ionização tipo-lápis fabricada pela Radcal®, modelo 10X5-CT, com

100 mm de comprimento e aproximadamente 3 mm de raio, acoplada ao eletrômetro

fabricado pela Radcal® Corporation modelo 9060, foi utilizada para obter os índices de

kerma no centro (CPMMA,100,C) e nas extremidades do objeto simulador (CPMMA,100,p), conforme

Fig. 17.

Os índices de kerma foram medidos dentro de um objeto cilíndrico de

polimetilmetacrilato (PMMA) de densidade de 1,19 ± 0,01g/cm3 com 16 cm de diâmetro e 15

cm de comprimento, simulador de tronco pediátrico. O objeto simulador foi posicionado e

devidamente alinhado com os laser do tomógrafo dentro do gantry. A câmara de ionização foi

inserida nos eixos periféricos ( B, C, D, E) e central (A) do objeto simulador como ilustra a

Fig.17; em cada posição foram realizadas três medições em termos de PKL (Produto Kerma-

Comprimento), e computada a média; posteriormente as leituras obtidas foram devidamente

corrigidas pelo fator de calibração, disponível no certificado de calibração da câmara de

ionização, fornecido pelo Instituto de Pesquisa Energéticas e Nucleares (IPEN, 2010) e

também por outros fatores de correção aplicáveis.

Figura 17: Câmara de ionização e orientações para medições no objeto simulador.

73

4.2. Programa computacional CT-EXPO

O programa usado foi o CT-EXPO, versão 1.7.1, que consiste de um aplicativo em MS

Excell, escrito no visual básico, para calcular as grandezas dosimétricas e os valores de doses

em órgãos resultantes de exposições à radiação provinda de exames tomográficos. A primeira

versão do programa, CT-EXPO 1.0, baseou-se em métodos computacionais usados para a

aquisição de dados na obtenção de um Survey in CT na Alemanha na década de 90 ( NAGEL,

et al., 2012) a versão do programa usada neste trabalho, usa o banco de dados do relatório

GSF National Research Center for Environment and Health, Institute for Radiation

Protection (GSF – NATIONAL RESEARCH CENTER for ENVIRONMENT and HEALTH,

2002).

O programa CT-EXPO adota simuladores antropomórficos matemáticos ADAM e EVA

para adultos e CHILD e BABY para crianças, para estimar as grandezas dosimétricas; a área

do paciente examinada no exame tomográfico pode ser selecionada diretamente nos

simuladores através da área em vermelho, como mostra a Fig. 18.

Figura 18: Objeto simulador adulto (direita A) e objeto simulador pediátrico e neonato (direita B) do

programa computacional CT-EXPO.

74

As seguintes grandezas dosimétricas calculdas pelo programa:

O Índice de Dose em Tomografia Computadorizada ponderado e volumétrico

(CTDIw e CTDIvol), atuais Cw e Cvol ;

Produto Dose- Comprimento (DLP), atual PK,L,CT;

Dose Efetiva;

Dose Equivalente nos órgãos;

Foram inseridos na planilha de comando do programa os parâmetros técnicos de

exposição (kV, mA, tempo de rotação do tubo, o incremento e a espessura do corte) dos

protocolos para aquisição das TC pediátricas do tórax e abdômen, em seguida foram

selecionados o grupo do paciente, o gênero do paciente, o fabricante e o modelo do aparelho

tomográfico usado no hospital e foi delimitado o intervalo da varredura; o último passo dado

foi a escolha do modo de aquisição adotado, como indica Fig.19. Com estes procedimentos o

programa forneceu as grandezas dosimétricas, incluindo a dose efetiva decorrentes dos

parâmetros técnicos de exposição adotado em cada hospital.

Figura 19: Campos técnicos para serem ajustados no CT-EXPO.

75

4.3. Filmes radiocrômicos

A forma mais comumente comercializada de materiais radiocrômicos é em formato de

filmes. O modelo recomendado para dosimetria em TC, usado no presente trabalho, foi o

GAFCHROMIC XR-CT2; segundo especificações técnicas do fabricante, este filme possui

uma sensibilidade para leituras de kerma na faixa 0,01 a 50cGy, podendo ser usado na tensão

operante entre 20 a 200 kVp. O filme é composto por uma dupla camada de poliéster de

revestimento altamente uniforme, sendo que uma transparente é sensível às radiações

ionizantes, enquanto a outra é radiopaca.

Os filmes radiocrômicos podem ser usados como dosímetros, pois a detecção da

radiação que incide com o filme é observada através da mudança de coloração do filme, ou

seja, ocorre um processo de polimerização em que a energia é transferida de um fóton ou

partícula energética para a (s) molécula (s) do filme, e esta reação química causa mudança de

coloração do filme (AAPM, 1998).

Para associar a mudança de coloração com a radiação provinda de exames

tomográficos, os filmes foram calibrados nas mesmas condições da câmara de ionização

usada nas medições experimentais realizadas no trabalho.

Os filmes radiocrômicos, foram calibrados no Laboratório de Calibração de Dosímetros

(LCD) do Centro de Desenvolvimento da Tecnologia Nuclear (CDTN), tomando como

referência os valores em termos de PkL determinados com uma câmara de ionização tipo lápis

modelo Radcal R3CT, com calibração rastreada ao laboratório PTB / Alemanha.

Para o posicionamento da câmara de ionização e a escolha da qualidade do feixe de

radiação, foram seguidas as recomendações da publicação nº 457 da Agência Internacional de

Energia Atômica (IAEA, 2007). Para a calibração em feixes de tomografia computadorizada

são recomendadas três qualidades de radiação, as chamadas Radiation Quality Tomography

(RQT), 8, 9 e 10 ( IAEA, 2007). Foi usada a RQT 9, que sugere um tubo de raios – X

operando em uma voltagem de 120 kV, uma distância fonte –detector de 100cm, janela de

colimação de 10 cm por 3 cm e filtração adicional ( 3,5 mm de Al + 0,35 mm de Cu e 1°

camada semirredutora de 8,40 mm de Al), como mostra a Fig. 20.

76

Figura 20:Sistema de calibração em raios-X: câmara de ionização posicionada após a janela de colimação

(a); visão frontal do aparelho de raios –X com a filtração (b).

Após a dosimetria do campo de radiação com a câmara de ionização, o filme

radiocrômico foi colocado no mesmo lugar, para ser irradiado nas mesmas condições, como

mostra, a Fig. 21.

Figura 21: Sistema de irradiação do filme radiocrômicos em raios-X: filme posicionado no mesmo lugar

da câmara de ionização (a) e o filme após a irradiação (b).

a b

a

a

b

a

77

A maneira adotada para irradiar os filmes radiocrômicos nos tomógrafos de cada

instituição esta mostrado na Fig. 22; o método é similar ao modo usado com uma câmara de

ionização tipo lápis; os filmes foram inseridos dentro de um objeto simulador de tronco

pediátrico nas posições: norte, sul, leste, oeste e centro, totalizando cinco tiras de filmes

dentro do objeto simulador.

Figura 22: Posicionamento em um tomógrafo do objeto simulador com filmes radiocrômicos inseridos.

Após irradiados, os filmes foram digitalizadas no scanner modelo Microtek 9800XL e

suas propriedades óticas analisadas com o software de livre uso imageJ; as três componentes

Red (R), Green (G) e Blue (B) foram separadas e selecionada somente a componente Red

para representar o comportamento dos tons de cinza ao longo da faixa irradiada do filme, foi

traçado o gráfico dos tons de cinza ao longo do eixo longitudinal e obtida a integral da área

abaixo da curva; o valor encontrado foi usado na equação de curva de calibração para associar

os tons de cinza com o PkL. A Fig. 23 indica a sequência cronológicas das ações.

78

Figura 23: Procedimentos para tratamento dos filmes radiocrômicos após serem irradiados.

79

4.4. Processo de otimização

O ensaio de um processo de otimização, relativo ao protocolo para a obtenção de

exames do abdômen por TC pediátrica, foi realizado no hospital E, por meio das seguintes

etapas:

1. Sugestão de novos valores de corrente de ionização (mA);

2. Sugestão de novos valores de tensão (kV) aplicada ao tubo;

3. Obtenção dos índices de kerma com a câmara de ionização tipo lápis no objeto

simulador pediátrico, com os valores sugeridos em 1 e 2;

4. Cálculo das grandezas dosimétricas e da dose efetiva normalizada;

5. Obtenção de imagens, com o objeto simulador usado para controle de qualidade,

adotando os valores sugeridos em 1 e 2.

4.4.1. Análise e julgamento da imagem

4.4.1.2 .Distribuição normal

O objeto simulador usado para testes de controle de qualidade, fornecido pelo fabricante

do aparelho, é constituído de acrílico, tendo no seu interior três regiões distintas que servem

para análise. A região 1 possui um objeto retangular com orifícios ovais vazados; a região 2 é

constituída somente por água e a região 3 contém um objeto retangular constituído por linhas

de diferentes espessuras. Na Fig. 24 estão ilustradas as três regiões do objeto simulador.

80

Figura 24: Objeto simulador usado para testes de controle de qualidade, com as especificações das regiões

para análise da qualidade da imagem.

No presente trabalho não foi feita nenhuma análise na região 1, sendo o estudo da

distribuição normal feito na região 2 do objeto simulador, que foi posicionado adequadamente

no centro do gantry e realizada uma aquisição tomográfica com o protocolo original e outras

seis com os protocolos sugeridos. Foi selecionada uma imagem da região 2 em cada

aquisição, sendo cada imagem analisada com o software de livre acesso JiveX®. A imagem

foi dividída em cinco regiões de interrese (ROI), quatro nas extremidades a uma distância de

aproximadamente 5 cm da borda do objeto simulador e outra na região central, cada ROI é

composta por 1296 pixels, onde a média aritmética (µ) e o desvio-padrão (σ) são fornecidos

pelo software, como ilustra a Fig. 25.

81

Figura 25: Distribuição das cinco ROI’s na imagem, desvio padrão e média aritmética para cada um das

ROI obtidos com o software JiveX®. Para uma melhor visualização foi ampliada uma das ROI, como

indica a seta.

Para a análise do desvio padrão e da média aritmética dos valores das HU de cada ROI,

foram adotados os seguintes passos:

1. Determinação do intervalo de confiança com 95 % de confiabilidade, para cada

ROI da imagem;

2. Obtenção do valor da variável aleatória z;

3. Estimativa da probabilidade de cada ROI apresentar o valor de HU característico

para a água ( 0 HU);

4. Estabelecimento da relação entre os valores obtidos no terceiro passo com os

valores dos Cw para a imagem obtida com o protocolo original e com os

protocolos sugeridos.

4.4.1.3. Análise ROC

Foi realizado o estudo nas imagens da região 2 do objeto simulador, ou seja, as mesmas

usadas na análise da distribuição normal descrita no item anterior. Neste caso, a imagem foi

82

divida em 22 ROI’s, contendo os mesmos números de píxels. Cada ROI foi analisado no

software JiveX®, como ilustra a Fig. 26..

Figura 26: Distribuição das ROI na imagem, desvio padrão e média aritmética de cada ROI obtido com o

software JiveX®. Para uma melhor visualização foi ampliada uma das ROI, como indica a seta.

Cada ROI foi classificada como boa ou ruim. Para a média das HU da ROI no intervalo

entre zero e cinco HU foi atribuída o valor 1 e classificada com boa; quando a média das HU

da ROI for maior que cinco HU, foi atribuída valor 0 e classificada como ruim. Os valores

atribuídos a cada ROI foram inseridos na versão demo do software MedCalc®, que gerou a

curva ROC para a imagem. A classificação da qualidade dos classificadores foi obtida através

do intervalo de classificação estipulado para gerar a matriz de contingência ilustrada na Fig.

27.

83

Figura 27: Critérios adotados para a elaboração da matriz de contingência.

4.4.1.4. Resolução espacial – MTF

O estudo da resolução espacial foi feita na região 3 do objeto simulador. Na imagem

obtida, ilustrada na Fig. 28, foi aplicada uma sequência de comandos (Algoritmo) escritos no

programa matemático Matlab® descrito no anexo B, onde obteve-se a PSF e a MTF das

imagens.

Figura 28: Imagem da região 3 usada para análise da resolução espacial.

Preditos positivo Preditos negativo

Exemplos positivos VP

0 HU

FN

2,6 ≥ HU ≤ 4,9

-2,6 ≤ HU ≥ -4,9

Pos

Exemplos negativos FP

0,1 ≥ HU ≤ 2,5

-2,6 ≤ HU ≤- 0,9

VN

-1000 ≤ HU ≤ -5

+5 ≥ HU ≤ +1000

Neg

Ppos PNeg Total

84

4.4.1.5. Análise do ruído

Para a análise quantitativa do ruído, foram usadas as imagens da região do objeto

simulador. O ruído foi obtido de dois modos distintos, através de uma relação matemática e

com o software Jivex®.

Marconato (2005) relacionou o desvio padrão como sendo o responsável pelo ruído, e

inversamente proporcional à raiz quadrada da dose de radiação, como mostra Eq. 46.

onde é uma constante de proporcionalidade; o coeficiente de atenuação do material

para o raios-X de energia ; D é a dose; SW a espessura do corte; P o tamanho os pixels na

imagem.

Com a dose efetiva normalizada (En) encontrada no processo de otimização proposto,

foi usada a equação para a obtenção do ruído nas imagens obtidas com os parâmetros técnicos

do protocolo original e com os protocolos sugeridos.

Com o programa Jivex®, selecionou-se uma ROI contendo setenta e seis mil

setecentos e vinte e nove pixels, para encontrar o valor do ruído é fornecido pelo programa,

como mostra a Fig.29.

(46)

85

Figura 29: Ilustração da ROI adotada para a obtenção da análise quantitativa do ruído.

A análise qualitativa do ruído foi feita subtraindo o ruído acrescentado à imagem,

decorrente da adoção dos parâmetros dos protocolos sugeridos. Foi usado o software

Quantikov Image Analyzer (PINTO, 1996) que permite a subtração de duas imagens

resultando em uma terceira imagem a qual representará o ruído, como ilustra a Fig. 30.

Figura 30: Software Quantikov usado para a subtração das imagens e visualização do ruído resultante no

processo de otimização.

86

5. RESULTADOS

Este capítulo será divido em dois tópicos: o primeiro mostrando os valores das

grandezas dosimétricas e das doses efetivas normalizadas para cada um dos três métodos

adotados e o segundo apresentando os resultados do processo de otimização, a análise das

imagens otimizadas através da distribuição normal e análise ROC, a avaliação da resolução

espacial através da análise da MTF e análise quantitativa e qualitativa do ruído.

5.1. Grandezas dosimétricas

5.1.1. Resultados experimentais com a câmara de ionização

Os tomógrafos dos cinco hospitais, onde foram feitas as medidas com a câmara de

ionização são mostrados na Tab. 3. Os exames TC de tórax e do abdômen destinadas a

pacientes na faixa etária dos cinco anos de idade foram selecionados neste estudo.

Tabela 3: Relação dos tomógrafos pesquisados no presente trabalho.

HOSPITAIS MODELO Canais

A Toshiba Auket Single Slice

B GE CT/e Single Single Slice

C Toshiba Asteion Single Slice

D GE Brightssped Multislice com 16 canais

E GE CT true Multislice com 64 canais

87

As grandezas dosimétricas e da dose efetiva normalizada foram calculadas a partir das

leituras obtidas com a câmara de ionização corrigidas pelas constantes: fator de calibração da

câmara de ionização tipo lápis (NPKL,Q) (IPEN,2010), o fator de correção para a resposta da

câmara à calibração (kQ) e o fator de conversão para a dose efetiva normalizada K (AAPM

2008), com valores dispostos na Tab. 4.

Tabela 4: Valores das constantes para o cálculo das grandezas dosimétricas e da dose efetiva normalizada.

Constante Valor

NPKL,Q para 120 kV 9,97 x 10-3 (Gy.cm.ue-1)

NPKL,Q para 100 kV 9,78 x 10-3 (Gy.cm.ue-1)

kQ 1

k para o abdômen de pacientes com

cinco anos de idade 0,020 ( mSv.mGy-1.cm)

k para o tórax de pacientes com cinco

anos de idade 0,018( mSv.mGy-1.cm)

ue – unidade de escala

Nas Tab. 5 e 6 constam os parâmetros técnicos usados em cada instituição para a

realização de exames de TC pediátricas do tórax e do abdômen.

88

Tabela 5: Parâmetros técnicos para a obtenção de exames de TC pediátricas do tórax em cada hospital.

Parâmetros

técnicos

Hospital

A B C D E

Tensão (kV) 120 120 120 120 120

Corrente (mA) 100 130 130 100 110

Tempo (s) 1,5 1 1 0,5 1

Espessura do

corte (mm)

10 10 10 16 x 1,25 64 x 0,625

Incremento

(mm)

10 10 12 13,37 55

PITCH 1:1,5 1:1 1,2:1 1,375:0,5 1,375:1

Varredura (cm) 22 21 24 20 20

Tabela 6: Parâmetros técnicos para a obtenção de exames de TC pediátricas do abdômen em cada

hospital.

Parâmetros

Técnicos

Hospital

A B C D E

Tensão (kV) 120 120 120 120 120

Corrente (mA) 110 100 130 100 150

Tempo (s) 1,5 1 1 0,5 1

Espessura do corte

(mm)

10 10 10 16 x 1,25 64 x 0,625

89

Incremento (mm) 10 10 12 13,37 55

PITCH 1:1 1:1 1,2:1 1,375:0,5 1,375:1

Varredura (cm) 22 15 30 22 22

Nos protocolos de tórax e do abdômen todos os hospitais adotaram uma tensão de 120

kV e a corrente mA na faixa entre 100 e 150 mA, ocorreram variações no tempo de

exposição, no PITCH e na varredura.

Para campos maiores que 250 mm, a obtenção do Cw é, normalmente, subestimado por

um fator de aproximadamente 0,6 no eixo central e 0,8 nas periferias. (AAPM, 1996). Esta

situação não foi encontrada no presente trabalho, não havendo necessidade de correções ou

em seguir as recomendações da AAPM (AAPM, 2010).

As leituras obtidas com a câmara de ionização dentro do objeto simulador, adotando-se

parâmetros técnicos para a obtenção de exames de TC pediátricas do tórax, tabela 8, estão na

Tab. 7.

90

Tabela 7: Medidas com a câmara de ionização inserida em cada posição do objeto simulador, nos

protocolos de TC pediátricas do tórax em cada hospital.

Hospital Indicação da câmara de ionização (mGy)

Centro Norte Sul Leste Oeste

A 2,40 2,77 2,70 2,64 2,68

B 1,12 1,23 1,06 1,14 1,21

C 1,86 2,04 1,60 1,86 1,93

D 1,73 1,96 1,95 1,96 1,97

E 2,83 3,10 2,70 2,98 3,04

Tabela 8: Medidas com a câmara de ionização inserida em cada posição do objeto simulador, nos

protocolos de TC pediátricas do abdômen em cada hospital.

Hospital Indicação da câmara de ionização (mGy)

Centro Norte Leste Sul Oeste

A 3,12 4,45 2,89 2,70 2,68

B 1,72 1,75 1,65 1,65 1,68

C 1,86 2,04 1,86 1,60 1,93

D 1,73 1,96 1,96 1,95 1,97

E 3,56 4,23 3,79 3,85 4,50

As leituras obtidas nas posições leste e oeste deveriam ter o mesmo valor, ou estar

dentro da faixa de incerteza da câmara de ionização de ± 3 % (IPEN, 2010), porém maioria

91

das medições para tórax e abdômen nenhuma das duas situações aconteceu, as leituras na

posição norte, em alguns casos, mostrou um valor muito próximo dos valores obtidos na

região sul, enquanto o esperado seria uma leitura com valores inferiores na região sul

decorrente da atenuação da radiação pela mesa do tomógrafo, estes fatos evidenciam um

desalinhamento no aparelho tomográfico decorrente de algum problema técnico.·.

Os valores dos índices de kerma nas posições central e periférica do objeto simulador,

obtidos com os parâmetros técnicos de exposição dos exames das TC pediátricas do tórax e

abdômen, encontra-se na Tab. 9.

Tabela 9: Índices de kerma (mGy) no centro e na periferia no objeto simulador em cada um dos hospitais

para os protocolos de obtenção de exames de TC do tórax e do abdômen.

Os valores da Tab. 9 foram usados para calcular as grandezas dosimétricas Cw e Cvol,

para os exames de TC pediátricas do tórax e do abdômen, (Tab. 10 e 11).

Hospital

C PMMA, 100, c C PMMA, 100, p

Tórax abdômen Tórax Abdômen

A 23,92 31,11 26,93 33,49

B 11,19 17,06 11,56 16,89

C 18,60 18,60 18,56 18,56

D 8,63 8,63 9,79 9,79

E 7,04 8,80 7,45 10,21

92

Tabela 10: Valores para o Cw e Cvol nos exames de TC pediátricas do tórax

Tipo de exame Grandeza

dosimétrica

Hospital

A B C D E

Tórax

Cw (mGy) 25,93 11,44 18,57 9,40 7,35

Cvol (mGy) 25,93 11,44 18,57 9,40 7,35

Tabela 11: Valores para o Cw e Cvol nos exames de TC pediátricas do abdômen.

Tipo de exame Grandeza

dosimétrica

Hospital

A B C D E

Abdômen

Cw (mGy) 32,70 16,94 18,57 9,40 9,74

Cvol (mGy) 32,70 16,94 15,47 6,80 7,08

Os valores da Tab. 10 e 11 indicam que, para os exames de TC pediátricas do tórax, os

valores no hospital A estão, aproximadamente 68% maior em relação ao hospital C e

aproximadamente 127% em relação à instituição B, esta diferença é explicada pelo tempo de

rotação do tubo no hospital A ser aproximadamente o dobro e relação aos outros hospitais

como mostram as Tab. 5 e 6. Nos hospitais D e E, os aparelhos são multislice com 16 e 64

canais respectivamente, o PITCH são iguais e as correntes diferem entre si em 10 mA, porém

os resultados mostram um aumento de 27% para o Cw e 25% para o Cvol no hospital D em

relação ao E; esta diferença é decorrente do incremento da mesa ser aproximadamente quatro

vezes maior no hospital E, como indica as Tab. 5 e 6.

Na TC do tórax, o maior valor para o Cw e Cvol, foi encontrado no hospital A, 25,93

mGy e o menor valor de 5,34 mGy para o Cw e 7,53 para o Cvol para as TC do tórax foi

93

encontrado no hospital E; uma diferença de 386% para o Cw e 255% para o Cvol, que é

decorrente da limitação técnica do aparelho tomográfico em uso no hospital A, como ilustra a

Fig 31.

Figura 31: Gráfico comparativo entre os valores de Cw e Cvol nos exames de TC pediátricas do tórax.

Para as TC pediátricas do abdômen, os maiores valores obtidos para o Cvol e o Cw nas

medições em aparelhos single-slice, estão no hospital A e os menores no B, um acréscimo de

93% em relação à instituição B e 76% em relação à instituição C, como ilustra a Fig 32. Esta

diferença é decorrente do tempo de exposição ser maior no hospital A. Entre os aparelhos

multislice as diferenças nos valores para o Cw e Cvol regrediram para em relação às TC do

tórax cerca de 4% e 3,6 respectivamente entre os hospitais D e C, como ilustra a Tab. 11; em

parte ocasionado pelo uso de uma corrente igual a 150 mA no hospital E contra 100 mA no

hospital D.

Comparando as cinco instituições, o maior valor para as grandezas dosimétricas, Cw e

Cvol, para as TC pediátricas do abdômen foi obtida no hospital A e o menor valor no hospital

D, como ilustra a Fig. 32, uma diferença de 366% para o Cvol e 236% para o Cw. A grande

94

diferença entre as grandezas dosimétricas obtidas nos hospitais A e D, também se caracteriza

pela diferença nos recursos técnicos entre os aparelhos tomográficos.

Figura 32: Gráfico comparativo entre os valores de Cw e Cvol nos exames de TC pediátricas do

abdômen.

A Tab.12 traz os valores para o PKL,CT associado aos parâmetros técnicos para a

obtenção dos exames de TC pediátricas do tórax e do abdômen em cada uma das instituições.

95

Tabela 12: Valores para o PKL,CT nos exames de TC pediátricas do tórax e do abdômen

Nos aparelhos single-slice, o maior valor para o PKL,CT foi obtido no hospital A e o

menor valor no hospital B. O Cvol no hospital C para as TC do abdômen apresenta valor

menor que na instituição B, como mostra a Fig. 33; porém o PKL,CT em C é maior que em B,

este fato é explicado pela varedura adotada no hospital C ser de 30 cm e no hospital de 15

cm. Entre os tomógrafos multislice, hospitais D e E, os PKL,CT do abdômen apresentaram

valores próximos, já no PKL,CT do tórax, a diferença entre os hospitais foi de 27 %, os valores

superiores para o PKL,CT no hospital E está em parte associado a varredura adotada ser maior

que no hospital D, 20 cm para o tórax e 22 para o abdômen no hospital E contra 15 cm para o

tórax e 19 cm para o abdômen ho hospital D. Entre todas as instituições, o maior valor para o

PKL,CT do tórax e do abdômen está no hospital A, e o menor valor para o PKL,CT do tórax e do

abdômen está no hospital E e D respectivamente, a diferença encontrada foi de 379 % no

PKL,CT do abdômen e 434 % no PKL,CT do tórax, como ilustra Fig. 33. Os valores discrepantes

entre o menor e o maior valor no PKL,CT não está associado ao comprimento da varredura, e

sim ao valor do Cvol obtido no hospital A ser superior aos valores nas intituições D e E.

Hospital PKL,CT (mGy.cm)

Tórax Abdômen

A 570 719

B 240 263

C 371 464

D 136 149

E 106 155

96

Figura 33: Gráfico comparativo entre os valores do PK, L, CT nas TC pediátricas do tórax e do abdômen.

As doses efetivas normalizadas obtidas nas cincos instituições para as TC pediátricas do

tórax e do abdômen, estão na Tab. 13.

97

Tabela 13: Valores da dose efetiva normalizada, En, nos exames de TC pediátricas do tórax e do

abdômen.

Entre os tomógrafos single-slice, a En com menor valor para a TC do tórax está no

hospital A com 10,27 mSv e a menor no hospital B com 4,3 mSv, que corresponde a uma

diferença de 138%; nas TC do abdômen, o maior valor foi no hospital A com 14,39%%, o

menor valor obtido foi no hospital B com 5,26 mSv, uma diferença de 173%. Entre as

instituições com aparelho multislice, os valores para a En apresentam valores próximos; nas

TC tórax praticamente sem diferença considerável, e nas TC do abdômen a diferença foi de

20%. Sem fazer distinção entre o tipo de tecnologia, a maior dose efetiva normalizada está no

hospital A para TC do tórax e do abdômen, e o menor valor hospital D, a diferença nas TC do

tórax para a En foi de 470% e para as TC do abdômen de 452%, ilustrada na Fig. 34.

Hospital En (mSv)

Tórax Abdômen

A 10,27 14,39

B 4,3 5,26

C 6,68 9,28

D 2,45 2,99

E 1,92 3,11

98

Figura 34: Gráfico comparativo entre os valores para a Dose Efetiva Normalizada (En) nos exames de TC

pediátricas do tórax e do abdômen.

As recomendações da ICRP 87 (ICRP, 2000) para os níveis de referência em

radiodiagnóstico (NRD) em exames de tomográfica computadorizada pediátrica do tórax e do

abdômen assumem valores de 25 mGy e 30 mGy, respectivamente para o Cw. Dentre as cinco

instituições, o valor de 32,7 mGy para o Cw no hospital A das TC pediátricas do abdômen

representa a única situação acima do DLR da ICRP, as outras instituições os valores obtidos

para o Cw estão abaixo como mostra a Fig. 35.

99

Figura 35: Gráfico comparativo entre o NRD da ICRP 87 (2000) e os valores do Cw obtido para os

exames de TC pediátricas do tórax e do abdômen.

Outros países realizaram estudos semelhantes, por exemplo, à Alemanha entre os anos

de 2005 e 2000 (GALANSKI, NAGE e STAMM, 2007), Bélgica entre 2007 e 2009 (BULS et

al. 2010), Suíça no ano de 2008 (VERDUM et al. 2010) e o Reino Unido no ano de

2003(SCHRIMPTON, LEWIS e DUNN, 2005). O estudo comparativo entre os estudos

citados e os resultados obtidos para o Cvol nas TC pediátricas do abdômen e do tórax nas cinco

instituições, está expresso na Fig. 36.

Os valores de Cvol para tórax e abdômen foram, respectivamente, 8,5 e 13 mGy, na

Alemanha, 9,3 e 11 mGy na Bélgica, de 10 e 13 mGy na Suíça e 20 e 30 mGy no Reino

Unido. No hospital A, os valores para o Cvol nas TC do tórax e do abdômen estão acima dos

valores da Alemanha, Suíça e Bélgica, porém próximo dos valores do Reino Unido; os

hospitais B e C estão com valores acima da Alemanha, Suíça e Bélgica, porém abaixo do

Reino Unido; já os hospitais D e C os resultados obtidos estão abaixo de todos os estudos

internacionais citados, como ilustra a Fig. 36.

100

Figura 36: Gráfico comparativo entre o Cvol obtido para as TC pediátricas do abdômen com estudos

realizados em outras partes do mundo.

A American Association of Physcists in Medicine (AAPM,1996) recomenda uma dose

efetiva para exames de tomografia computadorizada pediátrica do tórax e do abdômen com

valores entre 5 e 7 mSv para ambos os casos. Autores como REIMAN (2006) e CHAPLE,

WILLIS e FRANE (2001) citam valores para a dose efetiva em exames de TC pediátrica do

tórax com valores de 3 e 5,94 mSv, e nas TC do abdômen com valores de 5,32 e 5 mSv

respectivamente. Comparando os resultados obtidos com os valores citados no parágrafo

anterior, a dose En no hospital A, B e C apresentam valores acima; nos hospitais D e E os

valores foram inferiores, como ilustra a Fig 37. Os valores para a En em um exame de TC

pediátrica do tórax e do abdômen nos hospitais D ou E equivalem a aproximadamente a

proporções entre três e duas vezes maiores que os valores publicados REIMAN, (2006) E

CHAPLE, WILLIS e FRANE, (2001); AAPM, (1996), entretanto no hospital A, onde a doses

En apresentaram o maior valor, a situação encontrada é inversa um exame tomográfico do

tórax ou abdômen equivale a uma dose efetiva normalizada aproximadamente três vezes

maior que os valores no hospital E.

101

Figura 37: Gráfico comparativo para os valores da Dose Efetiva Normalizada (En) nas TC pediátricas do

tórax e do abdômen com estudos de outros autores e o recomendado pela AAPM 96 (2008).

5.1.2. Filmes radiocrômicos

Os parâmetros de operação do equipamento de raios –X obtidos para a irradiação dos

filmes, no Laboratório de Calibração de Dosímetros, em termos de PKL e gerar a curva de

calibração, o encontram-se na Tab.14.

Tabela 14: Parâmetros obtidos para a calibração dos filmes radiocrômicos e faixa de kerma no ar.

Tensão (kV) Corrente (mA) Tempo de exposição (s) Indicação no eletrômetro (mGy)

120 15,5 1,7 1,374

120 15,5 3,5 2,607

120 15,5 7,5 5,370

120 15,5 15 10,670

102

120 15,5 30 21,220

As Fig. 38 à 42 ilustram o comportamento ótico do filme ao longo do eixo longitudinal,

após a irradiação na radiação de referência RQT9.


mGy.cm.


mGy.cm.

103


mGy.cm.

Figura 41: Resposta do filme radiocrômico em tons de cinza, na radiação de referência RQT9, com

10,670 mGy.cm.

104


mGy.cm.

A curva de calibração, Fig. 43, foi gerada para o lote de filmes radiocrômicos,

permitindo relacionar os valores de cinza com as leituras obtidas com a câmara de ionização

em mGy; feito o ajuste polinomial de 4º ordem obteve-se a Eq. 46, onde o X é o valor da

integral ao longo do eixo longitudinal do filme irradiado dentro do objeto simulador.

105

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9

0

5

10

15

20

Le

itu

ra c

om

a c

âm

ara

de

io

niz

açã

o (

mG

y)

Valor de cinza

Figura 43: Curva de calibração para o lote de filmes radiocrômicos calibrados no LCD do CDTN.

(46)

O gráfico da curva de calibração, Fig. 43, apresentou um comportamento não

homogênio, antes do ponto para valor valor de cinza igual ou aproximadamente a 2,5 o

comportamento observado é quase linear, após este valor ocorre uma inclinação

descaracterizando a curva.

Os filmes radiocrômicos, inseridos no simulador pediátrico, foram usados para a

dosimetria dos tomógrafos de três das cinco instituições, no hospital B, C e D, como mostra a

Tab. 15.

106

Tabela 15: Relação das instituições onde foram testado os filmes radiocrômicos.

INSTITUIÇÃO MODELO

B GE CT/e Single Slice



As Fig. 44, 45 e 47 mostram o gráfico da área irradiada do filme radiocrômico colocado

na posição norte do objeto simulador nos hospitais B, C e D respectivamente, com os

parâmetros técnicos para a obtenção de exames de TC pediátricas do tórax.

Figura 44: Comportamento ótico do filme radiocrômico irradiado dentro do objeto simulador no hospital

B, com os parâmetros técnicos para exames de TC pediátricas do tórax.

0,15

0,20

0,25

0,30

0,35

0,40

0,45

0,50

0,0 0,1 0,2 0,3 0,4 0,5

Hospital B

Posição norte do objeto simulador

Eixo longitudinal do filme

Va

lor

de

cin

za

107


C, com os parâmetros técnicos para exames TC pediátricas do tórax.

1,0 1,5 2,0 2,5 3,0

0,40

0,45

0,50

0,55

0,60

0,65

Hospital D


Va

lor

de

cin

za



D, com os parâmetros técnicos para exames de exames de TC pediátricas do tórax.

0,0 0,1 0,2 0,3 0,4 0,5

0,15

0,20

0,25

0,30

0,35

0,40

0,45

0,50

0,55

0,60

Hospital C


Va

lor

de

cin

za


108

Os valores das integrais, referentes aos hospitais B, C e D, cada uma dada pela área

abaixo da curva obtida com os filmes radiocrômicos irradiados em cada posição do objeto

simulador, com os parâmetros de exposição para a obtenção de exames de TC pediátricas do

tórax e do abdômen nos hospitais, encontran-se nas Tab. 16.

Tabela 16: Valores da integral da área da resposta do filme radiocrômico, em cada posição no objeto

simulador, com os parâmetros para exames de TC pediátricas do tórax.

Hospital

Integral da área da resposta do filme radiocrômico

Centro Norte Leste Sul Oeste

B 0,153 0,191 0,136 0,150 0,121

C 0,220 0,279 0,200 0,210 0,250

D 0,178 0,300 0,252 0,222 0,280

Os valores apresentados na Tab. 16 ficaram com valores entre 0 e 1, antes do ponto de

inclinação da curva de calibração, Fig. 43, logo a associação do valor da integral com as

prováveis leituras no eletrômetro foi obtida pela Eq. 46, e dispostos na Tab 17.

109

Tabela 17: Valores obtidos com a curva de calibração dos filmes radiocrômicos nas três instituições com os

parâmetro para exames de TC pediátricas do tórax e do abdômen.

No hospital B, os valores das grandezas dosimétricas Cw, Cvol, PKL,CT e En,

determinadas a partir das medidas com o filme radiocrômico, foram, respectivamente, 12,4

mGy, 12,4 mGy, 261 mGy.cm e 4,7 mSv, para os protocolos de exame de tórax. Para exames

de abdômen, os respectivos valores foram 16,8 mGy, 16,8 mGy, 252 mgy.cm e 5,0 mSv. As

Tab. 18 e 19 trazem o comparativo entre os valores obtidos experimentalmente com a câmara

de ionização no hopsital B, com os resultados obtidos no hospital B com os filmes

radiocômicos.

Posição do filme

Valor obtido com a equação nos Hospitais (mGy)

B C D

Tórax

1,25

Abdômen Tórax Abdômen Tórax

1,63

Abdômen

1,63 Centro 1,68 1,58 1,58

Norte 1,46 1,98 1,94 1,94 2,06 2,06

Sul 1,29 1,59 1,57 1,57 1,90 1,90

Leste 1,07 1,51 1,51 1,51 1,80 1,80

Oeste 1,16 1,68 1,79 1,79 1,95 1,95

110

Tabela 18: Comparativo entre os valores das grandezas dosimétricas obtidas com a câmara de ionização e

com os filmes radiocrômicos, no hospital B para exames de TC pediátricas do tórax.


com os filmes radiocrômicos, no hospital B para exames de TC pediátricas do abdômen .

Grandeza Dosimétrica

Exames de TC pediátrica do tórax

Câmara de Ionização Filmes Radiocrômicos Diferença nos valores

obtidos entre as técnicas

Cw (mGy) 11,44 12,43 9 %

Cvol (mGy) 1,44 12,43 9 %

Pk,L,CT (mGy.cm) 240,25 261,03 9 %

En (mSv) 4,32 4,70 9 %

Grandeza Dosimétrica

Exames de TC pediátrica do abdômen



Cw (mGy) 16,94 16,81 0,8 %

Cvol (mGy) 16,94 16,81 0,8 %

PKL,CT (mGy.cm) 263,13 252,15 4 %

En (mSv) 5,26 5,04 4%

111

As grandezas dosimétricas e a dose efetiva normalizada obtidas com os filmes

radiocrômicos variaram em aproximadamente 9 % em relação aos valores obtidos com a

câmara de ionzação para a obtenção de exames de TC pediátricos do tórax, sendo de ± 8 %

a incertza na calibração dos filmes radicodrômicos como mostra a Tab. 43 o valor esta

dentro do limite aceitável; para a obtenção de exames de TC pediátricas do abdômen a

variação no Cw e no Cvol foi de 0,8% , e no PKL,CT e na dose efetiva normalizada de 4% em

relação aos valores obtidos experimentalmente, estando abaixo do valor da incerteza na

calibração dos filmes radiocrômicos Tab. 43 de ± 6 %. Logo os resultados obtidos no hospital

com os filmes radicrômicos coincidem com os obtidos experimentalmente com a câmara de

ionização.

As Tab 20 21 e 22 mostram o comparativo entre os valores obtidos com a câmara de

ionização no hospital C e os valores obtidos com os filmes radiocrômicos.


com os filmes radiocrômicos, no hospital C para exames de TC pediátricas do tórax.

Grandeza

Dosimétrica


Câmara de Ionização Filmes Radiocrômicos Diferença nos valores obtidos

entre as técnicas

Cw (mGy) 18,57 16,57 11 %

Cvol (mGy) 15,47 13,80 11 %

PKL,CT (mGy.cm) 371,51 331,2 11 %

En (mSv) 6,68 5,96 11 %

112


com os filmes radiocrômicos, no hospital B para exames de TC pediátricas do abdômen.

A diferença entre os valores obtidos experimentalmente e com os filmes

radiocrômicos para as grandezas dosimétricas e a dose efetiva normalizada, apresentou uma

variação de 11% em todas as situções na obtenção de exames de TC pediátricas do tórax e do

abdômen no hospital C, todavia o valor é aceitável, mesmo estando acima do valor da

incerteza de calibração dosfilmes radiocrômicos de ± 6 %.

A Tab.22 e 23 trazem o comparativo entre os valores obtidos experimentalmente com

a câmara de ionização com os valores obtidos com os filmes radiocrômicos no hospital D.

Grandeza

Dosimétrica




Cw (mGy) 18,57 16,57 11 %

Cvol (mGy) 15,47 13,80 11 %

PKL,CT (mGy.cm) 371,51 331,2 11 %

En (mSv) 6,68 5,96 11 %

113

Tabela 22: Comparativo entre os valores das grandezas dosimétricas obtidas com a câmara de

ionização e com os filmes radiocrômicos, no hospital B para exames de TC pediátricas do tórax.


com os filmes radiocrômicos, no hospital B para exames de TC pediátricas do abdômen.

Grandeza

Dosimétrica




Cw (mGy) 9,40 9,12 3 %

Cvol (mGy) l 6,80 6,63 2,5 %

PKL,CT (mGy.cm) 149,90 150,26 0,2 %

En (mSv) 2,99 3,00 0,3 %

Grandeza

Dosimétrica




Cw (mGy) 9,40 9,12 3 %

Cvol (mGy) l 6,80 6,63 2,5 %

PKL,CT (mGy.cm) 149,90 150,26 0,2 %

En (mSv) 2,99 3,00 0,3 %

114

A diferença encontrada no Cw foi de 3 % e no Cvol de 2,5 % entre os resultados

obtidos experimentalmente e com os filmes radiocrômicos, para a obtenção de exames de TC

pediátricas do tórax e abdômen respectivamente, no Pk,L,CT do tórax e do abdômen a diferença

foi de 0,4 % e 0,2 % respectivamente, e na dose efetiva normalizada a diferença no valor

obtido na obtenção das TC pediátricas do tórax e do abdômen foram de 0,4 % e 0,3 %

respectivamente. A diferença nos valores obtido entre as técnicas foi menor que ± 8 %,

mostrando a boa resposta dos filmes para a obtenção das grandezas dosimétricas no hospital

D.

Usando os filmes radiocrômicos como instrumento comparativo com o DLR da ICRP

(ICRP,87), os hospitais continuariam abaixo do valores recomendado, de 25 mGy para a

obtenção das TC pediátricas do tórax e de 30 mGy para os exames de abdômen, evidenciando

que a diferença encontrada nos valores para as grandezas dosimétricas entre as técnicas

mostrou não ser significativa, como ilustra a Fig. 47.

Figura 47: Valores para o Cw obtidos com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos em

comparação com o DLR recomendado pela ICRP 87 (2000).

115

5.1.3. CT-EXPO 1.7.1

Consultando os fabricantes e modelos de tomógrafos no CT-EXPO, constatou-se que o

modelo do aparelho tomográfico usado no hospital E, não consta no banco de dados, portanto

seu uso ocorreu somente nas outras instituições, como ilustra a Tab. 24.

Tabela 24: Relação dos hospitais nas quais foi usado o CT-EXPO.

Hospitais MODELO

A Toshiba Auket Single Slice

B GE CT/e Single Slice



No hospital A para a obtenção de exames de TC pediátricos do tórax o Cw e o Cvol

obtidos foram de 27,5 mGy, o PKL,CT de 659 mGy.cm e a dose efetiva de 14,4 mSv, para a

obtenção das TC pediátricas do abdômen o Cw e o Cvol obtidos foram de 30,2 mGy, o PKL,CT

de 725 mGy.cm e a dose efetiva de 15,8 mSv. Os resultados obtidos no hospital A foram

comparados com os resultados obtidos experimentalmente com a câmara de ionização, como

ilustra a Tab. 25.

116

Tabela 25: Comparativo entre os valores obtidos com o CT-EXPO 1.7.1 com os valores experimentais

obtidos com a câmara de ionização no hospital A.

Tipo de exame Grandeza dosimétrica Câmara de

ionização

CT-Expo 1.7.1 Diferença nos valores


TC pediátrica do

tórax

Cw (mGy) 27,5 25,93 6 %

Cvol (mGy) 27,5 25,93 6 %

PKL,CT (mGy.cm) 659 570,57 15 %

* Dose efetiva (mSv) 14,4 10,27 40 %

TC pediátrica do

abdômen

Cw (mGy) 30,2 32,70 8 %

Cvol (mGy) 30,2 32,79 8 %

PKL,CT (mGy.cm) 725 719,50 0,7 %

*Dose efetiva (mSv) 15,8 14,39 10 %

* Não esta descriminado o tipo de dose pois o CT-Expo fornece a dose efetiva e o obtido com a câmara

de ionização é a dose efetiva normalizada.

A variação no Cw e no Cvol em relação aos valores apresentados com a câmara de

ionização foi de 6 % e 8 % respectivamente; no PKL,CT a variação encontrada foi de 15 % e

10 % para a obtenção das TC pediátricas do tórax e do abdômen respectivamente; a variação

observada na dose efetiva fornecida pelo programa em relação aos valores para a dose efetiva

normalizada com a câmara de ionização foi de 40 % para a obtenção das TC pediátricas do

tórax e 10 % na obtenção das TC do abdômen.

No hospital B o Cw e o Cvol para a obtenção de exames das TC pediátricas do tórax e do

abdômen apresentam o valore de 12,43 mGy, o PKL,CT de 460 mGy.cm e 252 mGy.cm e a

dose efetiva de 9,1 mSv e 5,4 mSv para a obtenção de exames de TC pediátricas do tórax e do

abdômen. O comparativo com os valores obtidos experimentalmente com a câmara de

ionização e com os filmes radiocrômicos, encontram-se na Tab. 26.

117


obtidos com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos no hospital B.


ionização

Filmes

radiocrômicos CT-EXPO

Diferença nos valores

obtidos com as outras

técnicas em relação ao

CT-EXPO:

Câmara Filmes

TC pediátrica do

tórax

Cw (mGy) 11,44 12,43 20 43 % 38 %

Cvol (mGy) 11,44 12,43 20 43 % 38 %

PKL,CT (mGy.cm) 240,25 261,03 460 48 % 43 %

*Dose efetiva (mSv) 4,32 4,70 9,1 52 % 48 %

TC pediátrica do

abdômen

Cw (mGy) 16,94 16,81 15,4 10 % 9 %

Cvol (mGy) 16,94 16,81 15,4 10% 9 %

PKL,CT (mGy.cm) 263,13 252,15 262 0,4 % 4 %

*Dose efetiva (mSv) 5,26 5,04 5,4 2,6 % 7 %

* Não esta descriminado o tipo de dose pois o CT-EXPO fornece a dose efetiva e o obtido com a câmara

de ionização e com os filmes radiocrômicos é a dose efetiva normalizada.

Os resultados obtidos com o CT-EXPO no hospital B, para o Cw e Cvol variam

aproximadamente em 40%, em relação aos resultados obtidos com a câmara de ionização, e

10%, em relação aos resultados obtidos com os filmes radiocrômicos, para a obtenção dos

exames de TC pediátricas do tórax e do abdômen respectivamente; o PKL,CT apresentou

variação de 48 % em relação aos resultados com a câmara de ionização e 43 % em relação

aos filmes radiocrômicos na obtenção das TC pediátricas do tórax e 0,4 % e 4 % em relação

aos resultados obtidos com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos

respectivamente, para a obtenção de exames de TC pediátricas do abdômen; a variação

118

apresentada na dose efetiva em relação aos resultados obtidos com a câmara de ionização e

com os filmes radiocrômicos para a dose efetiva normalizada na obtenção de exames de TC

pediátricas do tórax respectivamente de 48 % e 43 % para a obtenção das TC pediátricas do

tórax, e de 2,6 % e 7 % em relação aos valores obtidos com a câmara de ionização e com os

filmes radiocrômicos, respectivamente, para a obtenção de exames tomográficos pediátricos

do abdômen.

No hospital C, o valor para o Cw e o Cvol obtido foi 17, 6 mGy, para a obtenção das TC

pediátricas do tórax e do abdômen, o PKL,CT de 386 mGy.cm e 474 mGy.cm e a dose efetiva

de 9,3 mSv e 11 mSv para a obtenção de exames de TC pediátricas do tórax e do abdômen

respectivamente. A Tab. 27 traz os valores obtidos com a câmara de ionização, os filmes

radiocrômicos e com o CT-EXPO no hospital C.

119


obtidos com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos no hospital C.


ionização

Filmes

radiocrômicos CT-Expo




CT-EXPO:

Câmara Filmes

TC pediátrica do

tórax

Cw (mGy) 18,57 16,57 17,6 5,5 % 6 %

Cvol (mGy) 15,47 13,80 17,6 12 % 21 %

PKL,CT (mGy.cm) 371,51 331,2 386 3 % 14 %

*Dose efetiva (mSv) 6,68 5,96 9,3 28 % 35 %

TC pediátrica do

abdômen

Cw (mGy) 18,57 16,57 17,6 5,5 % 6 %

Cvol (mGy) 15,47 13,80 17,6 12 % 21 %

PKL,CT (mGy.cm) 464,39 414 474 2 % 12 %

*Dose efetiva (mSv) 9,28 8,28 11 15 % 25 %



A variação nos resultados obtidos com o CT-EXPO no hospital C para o Cw e Cvol em

relação aos resultados obtidos com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos foi

de aproximadamente 6 % para a obtenção das TC pediátricas do tórax e entre de 12 % em

relação os resultados com a câmara de ionização e de 21 % em relação aos valores obtidos

com os filmes radiocrômicos; nos valores PKL,CT para a obtenção da TC pediátricas do tórax

e do abdômen a variação foi de aproximadamente de 2 % e 3 % em relação aos resultados

com a câmara de ionização e de aproximadamente 14 % e 12 % em relação aos resultados

obtidos com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos respectivamente; a dose

120

efetiva obtida com o CT –EXPO pra a realização das TC pediátricas do tórax variou 28 % e

35 % em relação aos resultados obtidos para a dose efetiva normalizada com a câmara de

ionização e com os filmes radiocrômicos respectivamente, e em 15 % e 25 % para a obtenção

das TC pediátricas do abdômen em relação aos resultados com a câmara de ionização e com

os filmes radiocrômicos respectivamente.

No hospital D com o CT-EXPO os valores obtido para o Cw foi de 10 mGy e para o

Cvol de 6,8 mGy para a obtenção das TC pediátricas do tórax e do abdômen; o PKL,CT foi de

165 mGy.cm para exames tomográficos pediátricos do tórax e de 179 mGy.cm para obtenção

das TC pediátricas do abdômen; a dose efetiva normalizada obtida com o CT-EXPO para a

obtenção de exames pediátricos do tórax e do abdômen foi de 3,3 mSv e 3,6 mSv

respectivamente. O comparativo com os valores obtidos com a câmara de ionização e com os

filmes radiocrômicos no hospital D esta na Tab. 28.

121


com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos no hospital D.


ionização

Filmes

radiocrômicos CT-Expo




CT-EXPO

Câmara Filmes

TC pediátrica do

tórax

Cw (mGy) 9,40 9,12 10 6 % 9 %

Cvol (mGy) 6,80 6,63 6,8 0 % 2,5 %

PKL,CT (mGy.cm) 136,00 136,60 165 17 % 17 %

*Dose efetiva (mSv) 2,45 2,46 3,3 25 % 25 %

TC pediátrica do

abdômen

Cw (mGy) 9,40 9,12 10 6 % 9 %

Cvol (mGy) 6,80 6,63 6,8 0 % 2,5 %

PKL,CT (mGy.cm) 149,90 150,26 179 17 % 17 %

*Dose efetiva (mSv) 2,99 3,00 3,6 17 % 17 %



A variação dos resultados obtidos com o CT-EXPO em relação aos valores obtidos

com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos foi de 6 % e 9 % para o Cw e Cvol

respectivamente, para a obtenção de exames tomográficos pediátricos do tórax e do abdômen;

a variação do PKL,CT em relação as outras duas técnicas foi de 17 % para a obtenção de

exames de TC pediátricos do tórax e do abdômen; a variação da dose efetiva em relação a

dose efetiva normalizada obtida com a câmara de ionização e o com os filmes radiocrômicos

foi de 0 % e 2,5 % respectivamente para a obtenção de exames de TC pediátricas do tórax, e

de 17 % para ambas as técnicas para a obtenção de exames tomográficos do abdômen.

122

Os resultados obtidos com o CT-EXPO 1.7.1 apresentaram grande variação em

relação aos valores obtidos com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos nos

valores da dose efetiva em relação a dose efetiva normalizada. Esta diferença pode ser

atribuída ao modo adotado pelo programa para a obtenção da dose efetiva (E)

Para obter a dose efetiva o programa considera para o cálculo o PKL,CT dividido por

um fator o P H/B , multiplicado por um pelo fator o KCT(B) ambos característicos do aparelho

tomográfico em uso, como mostra a Eq. 47, enquanto a dose efetiva normalizada é o produto

do PKL,CT por um fator K.

Nas outras grandezas houve coerência nos resultados, exceto no hospital B onde para

os exames tomográficos pediátricos do tórax, há variação nos resultados obtidos para as

grandezas dosimétricas com o CT-EXPO diferem em média aproximadamente 47 % em

relação aos resultados obtidos com a câmara de ionização e com os filmes radiocrômicos. Até

o presente momento não há explicação para este fato isolado.

5.2. Otimização

O processo de otimização dos parâmetros técnicos de exposição foi aplicado apenas no

hospital E, para exames tomográficos pediátricos do abdômen. Foi sugerido novos valores

para a corrente do tubo (mA) e para a tensão aplicada ao tubo (kV), mantendo os outros

parâmetros constantes, como ilustra a Tab. 29, e as grandezas dosimétricas estão descritas na

Tab. 30 e sua comparação com os valores obtidos com o protocolo original.

(47)

123

Tabela 29: Protocolos sugeridos com variações para o mA e kV para exames de TC pediátricas do

abdômen no hospital E.

Parâmetros

técnicos

Protocolo

original

Protocolos sugerido

(A)

110 mA

(B)

130 mA

(C)

170 mA

(D)

190 mA

(E)

100 kV

(F)

80 kV

Tensão (kV) 120 120 120 120 120 100 80

Corrente (mA) 150 110 130 170 190 150 150

Tempo (s) 1 1 1 1 1 1 1

Espessura do

corte (mm) 64 x 0,625 64 x 0,625 64 x 0,625 64 x 0,625 64 x 0,625 64 x 0,625 64 x 0,625

Incremento

(mm) 55 55 55 55 55 55 55

PITCH 1,375:1 1,375:1 1,375:1 1,375:1 1,375:1 1,375:1 1,375:1

Varredura

(cm) 22 22 22 22 22 22 22

124

Tabela 30: Valores comparativos entre as grandezas dosimétricas obtidas com o protocolo original e com

os protocolos sugeridos.

Grandezas

Dosimétricas

Protocolo

Original

(A)

110 mA

(B)

130 mA

(C)

170 mA

(D)

190 mA

(E)

100 kV

(F)

80 kV

Cw (mGy) 9,74 7,89 9,44 12,65 13,47 6,28 3,37

Cvol (mGy) 7,08 5,74 6,87 9,20 9,80 4,57 2,45

PKL,CT

(mGy.cm) 155,94 126,31 151,08 202,48 215.53 100,62 54,01

Dose En (mSv) 3,11 2,5 3 4 4,3 2 1,1

Reduzindo o mA para 110 e mantendo os outros parâmetros constantes, o Cw e o Cvol

obitidos foram de 7,89 mGy e 5,74 mGy respectivamente, o Pk,L,CT de 126,31 mGy.cm e a

dose En de 2,5 mSv; adotando uma mA igual a 130 o Cw e o Cvol apresetaram valores de

9,44 mGy e 6,87 mGy respectivamente, o PKL,CT de 151,08 mGy.cm e a dose En de 3 mSv;

com um mA de 170 o Cw e o Cvol obtidos foram de 12,65 mGy e 9,2 mGy respectivamente,

o Pk,L,CT de 202,48 mGy.cm e a dose En de 4 mSv; adotando um mA de 190 o Cw e o Cvol

obtidos foram de 13,47 mGy e 9,80 mGy respectivamente, o PKL,CT de 215,53 mGy.cm e dose

En de 4,3 mSv. Com a tensão aplicada ao tubo de 100 kV e mantendo os outros parâmetros do

protocolo original inalterados, o Cw e o Cvol apresentam valores de 6,28 mGy e 4,57 mGy

respectivamente, o PKL,CT de 100,62 mGy.cm e a dose En de 2 mSv; com uma tensão de 80

kV os valores de Cw e Cvol passam a ser de 3,37 mGy e 2,45 mGy respectivamente, o PKL,CT

de 54,01 mGy.cm e a dose En de 1,1 mSv.

Analisando somente os protocolos onde houve variação na corrente (protocolos

sugeridos: A, B, C e E) quando adotado o protocolo A, o qual sugere uma corrente de

ionização de 110 mA a redução nos mensurandos foi de aproximadamente 23 %, em

contrapartida com o protocolo D que sugere adotar uma corrente de ionização de 190 mA os

125

mensurados apresentaram um aumento de aproximadamente 28 %. A Fig. 48 mostra o

comportamento do Cw em função da corrente, o comportamento dos pontos sugere que

quanto maior o valor da corrente aplicada ao tubo, maior o valor do Cw.

100 120 140 160 180 200

7

8

9

10

11

12

13

14

Cw

(m

Gy)

Corrente do tubo (mA)

Figura 48: Comportamento nos valores do Cw em função da corrente aplicada ao tubo nos procedimentos

para a obtenção das TC pediátricas do abdômen.

Extrapolando os dados da Fig. 48, para obter um Cw de 4,87 mGy, que representa uma

redução em aproximadamente 50 % no valor do Cw obtido com os parâmetros técnicos do

protocolo original para as TC pediátricas do abdômen, é necessário adotar uma corrente de

ionização de aproximadamente 71 mA, como mostra a Fig. 49. Oportunamente nova ênfase

será dada aos pontos extrapolados, relatando a utilidade no conhecimento dos valores.

126

60 75 90 105 120 135 150 165 180 195

4

6

8

10

12

14

Cw 4,87 mGy

Corrente de ionização 71 mA

Cw

(m

Gy)

Corrente do tubo (mA)

Figura 49: Extrapolação dos valores referentes a variação do Cw em função da corrente.

Analisando os resultados obtidos onde adotou-se variação na tensão (protocolos

sugeridos D e E), com o protocolo sugerido E, que indica uma tensão aplicada ao tubo de 100

kV para a obtenção de exames de TC pediátricas do abdômen, a redução em relação aos

valores mensurados com os parâmetros originais foi de aproximadamente 55 %; com a tensão

sugerida no protocolo F de 80 kV a redução nos valores das grandezas dosimétricas e na dose

efetiva normalizada, em relação aos valores obtidos com os parâmetros técnicos de exposição

do protocolo original foi de aproximadamente 190 %.

Como mostra a Fig.49 para conseguir uma diminuição em aproximadamente 50 %

nos valores das grandezas dosimétricas e na dose efetiva normalizada, é preciso reduzir a

corrente de ionização em 111 % ou seja 71 mA, porém reduzindo em 20 % a tensão aplicada

ao tubo ou seja adotar 100 kV o Cw será de 4,57 mGy valor muito próximo aos 4,87 mGy

obtido com 71 mA

127

5.2.1. Análise e julgamento da qualidade diagnóstica das imagens obtidas no processo de

otimização

5.2.2Distribuição Normal

Analisando as HU das ROI da imagem obtida com o objeto simulador, adotando os

parâmetros técnicos de exposição do protocolo original (150 mA e 120 kV) para a obtenção

de exames de TC pediátricas do abdômen, como mostra a Fig. 50. Na ROI da direita os pixels

apresentam valor no intervalo de ± 5,7 HU, na ROI da esquerda no intervalo de ± 5,9 HU,

na ROI do norte no intervalo de ± 5,42 HU, na ROI do sul no intervalo de ± 7,17 HU e no

centro no intervalo de ± 1,0 HU.

Figura 50: Imagem obtida com o protocolo original e o intervalo de confiança para cada ROI.

A figuFig.51 mostra as imagens obtidas com os parâmetros técnicos de exposição dos

protocolos sugeridos.

Figura 51: Imagens obtidas com os parâmetros otimizados.

128

Tomando como comparativo os intervalos de confiança do melhor e do pior resultado na

imagem obtida com o protocolo original as ROI do sul (± 7,2 HU) e do centro (± 1 HU)

respectivamente. Com 110 mA e 120 kV no sul o intervalo de confiança foi de ± 6,1 HU e no

centro de ± 1,19 HU uma melhora de 25 % na ROI do sul 15 % na ROI do centro; com 130

mA e 120 kV na ROI do sul o intervalo de confiança é de ± 6,15 HU e no centro de ± 1 HU

uma melhora de 15 % na região sul e na ROI central sem modificações no intervalo; com 150

mA e 100 kV na ROI do sul o intervalo é de ± 5,2 HU e no centro de ± 0,7 HU uma melhora

de 36 % na ROI do sul e 42 % na ROI do centro; com 170 mA e 120 kV no sul o intervalo de

confiança é de ± 5,38 HU e no centro de ± 0,4 HU na ROI do sul os resultados melhoraram 31

% e no centro em 150 %; adotando 150 mA e 80 kV na ROI do sul o intervalo de confiança é

de ± 4,5 HU e no centro de ± 0,1 HU melhorando em 58 % os resultados na ROI do sul e em

900 % os resultados na ROI do centro; com 190 mA e 120 kV o intervalo de confiança da

ROI do sul é de ± 6,2 HU e no centro de ± 0,3 HU uma melhora de 14 % nos resultados da

ROI do sul e 233 % na ROI do centro. Na Fig. 52 estão os intervalos de confiança das

imagens correspondentes as outras ROI.

Figura 52: Intervalos de confiança das ROI para as imagens otimizadas.

129

A Tab. 31 traz a probabilidade associada ao desvio padrão e média aritmética,

apresentados na Fig. 52, em encontrar pixels com 0 HU nas ROI da imagem obtida com os

parâmetros técnicos de exposição do protocolo original e com os protocolos sugeridos.

Tabela 31: Probabilidades de cada ROI apresentar pixels com valor de 0 HU, para imagens obtidas com

os parâmetros técnicos de exposição do protocolo original e otimizados para a obtenção das TC pediátricas do

abdômen.

Protocolo

ROI

Original

150 mA

A

110 mA

B

130 mA

C

170 mA

D

190 mA

E

100 kV

F

80 kV

Direita -13 % - 14,01% - 13,57% - 6,43% - 10,93% - 17,88% - 35,57%

Esquerda -12 % - 18,14% - 7,64% - 9,34% - 7,35% - 16,60% - 33,72%

Norte - 10 % - 10,93% - 11,51% - 13,35% - 7,93% - 10,56% - 23,89%

Sul - 7 % - 13,57% - 11,70% - 14,01% - 8,38% - 20,90% - 29,12%

Centro - 42 % - 42,07% - 42,07% - 43,25% - 45,62% - 44,83% - 48,40%

Média -17% -20% -17% -17% -16% -16% -34%

Dos 1296 pixels analisados na imagem obtida com o protocolo original na ROI do

centro a existe a probabilidade de 43 % dos valores estarem abaixo de 0 HU, ou seja a

confiabilidade no resultado para este região é de aproximadamente 50 %, em contrapartida na

ROI da região sul apenas 7 % podem estar abaixo de 0 HU representando uma confiabilidade

no resultado de 93 %; no protocolo sugerido A na ROI central não houve mudança

significativa nos valores e na ROI do sul a probabilidade aumentou para aproximadamente 13

% e na ROI; com o protocolo sugerido B na ROI do sul a probabilidade é de

aproximadamente 11% e na ROI do centro não houve variação significativa; com o protocolo

sugerido C na ROI do sul a probabilidade é de aproximadamente 14% e na ROI central de

aproximadamente 43 %; com o protocolo sugerido E na ROI central a probabilidade é de

aproximadamente 44 % e 20,90 % na ROI do sul; com o protocolo sugerido F na ROI central

130

a probabilidade é de aproximadamente 48 % e na ROI do sul de aproximadamente 29 %.

.

A Fig.53 traz relação da confiabilidade dos resultados obtidos no ROI do centro com o

Cw.

Figura 53: Gráfico da relação entre confiabilidade e Cw para a obtenção de exames de TC pediátricas

do abdômen no hospital E.

A variação na corrente (mA) e da tensão aplicada ao tubo (kV) em relação ao protocolo

original não mostrou influência significativa quantitativamente, protocolos que agreguem um

Cw baixo não ocasionou perda de confiabilidade na determinação das HU da imagem, todavia

o aumento no Cw não trará ganho de confiabilidade.

131

5.2.2. Análise ROC

A curva ROC obtida com os parâmetros técnicos, para a obtenção de exames de TC

pediátricas do abdômen esta ilustrada na Fig. 54

Figura 54: Curva ROC da imagem obtida com os parâmetros técnicos de exposição para a obtenção de

exames de TC pediátrica do abdômen no hospital E.

Não é encontrado nenhum ponto no céu ROC e nem no inferno ROC, os pontos estão

alocados em torno da linha diagonal que corta o gráfico, na extremidade inferior esquerda e

na superior direita, neste caso não é possível distinguir com clareza os valores de HU da

imagem, ou se seja, a probabilidade do pixel ter um valor correto para o seu valor de HU é

aleatório. A área sobre a curva ROC de AUC = 0,571 reforça a ideia de aleatoriedade nos

valores de HU, a qualidade dos classificadores em atribuir corretamente aos pixels os valores

de HU da água é de 0%, sua qualidade em classificar erroneamente os valores para as HU é de

36 % com uma taxa de acerto de 32 % e taxa de erro de 68 %,

132

Tabela 32: Classificados de qualidade para a imagem obtida com os parâmetros técnicos do protocolo

original para a obtenção de exames de TC pediátricas do abdômen

.

Classificadores Valor

Área sobre a curva ROC (AUC) 0,571

Taxa de verdadeiros positivos (TVP) 0%

Taxa de falsos positivos (TFP) 36%

Acurácia 0%

Taxa de acerto 32%

Taxa de erro 68%

Adotando o protocolo sugerido A a curva ROC, ilustrada na Fig. 55, não apresenta

pontos na área do céu ou do inferno ROC, a maioria dos pontos está acima da linha diagonal

indicando uma melhora na qualidade da imagem em relação a imagem obtida com o

protocolo original.

133

Figura 55: Curva ROC do protocolo sugerido A.

A área sobre a curva ROC encontrada possui um valor mais próximo de 1, AUC =

0,758, portanto nesta imagem a probabilidade em encontrarmos pixels com valores de HU

corretos é maior, a qualidade dos classificadores em atribuir para os verdadeiros positivos

continua sendo igual a 0 %, a qualidade na classificação falsos positivos é de 18 % com uma

taxa de acerto de 43 % e de erro de 57 %, como mostra a Tab. 33.


original sugerido A.


Área sobre a curva ROC ( AUC) 0,758



Acurácia 0%

Taxa de acerto 43%

Taxa de erro 57%

Com o protocolo sugerido B, os pontos da curva ROC não são encontradas no céu e no

inferno ROC, estando concentrados mais próximo a diagonal e nas extremidades inferior

direita, mostrando uma perda na qualidade diagnóstica em relação a imagem obtida com o

protocolo sugerido A e semelhança em relação a imagem obtida com o protocolo original, a

Fig. 56 mostra a curva ROC obtida.

134

Figura 56:Curva ROC obtida com o protocolo sugerido B.

A AUC é de 0,548 evidenciando uma piora na qualidade diagnóstica da imagem em

relação as imagens obtidas com o protocolo original e o protocolo sugerido A, a qualidade nos

classificadores positivos descritos na Tab. 34, contínua sendo de 0%, a qualidade na

classificação dos falsos positivos é de 23 % com uma taxa de acerto e de erro 45 % e 55 %

respectivamente.

135


original sugerido B.


Área sobre a curva ROC ( AUC) 0,548



Acurácia 0%

Taxa de acerto 45%

Taxa de erro 55%

Com o protocolo sugerido C, não é encontrado nenhum ponto no céu ou no inferno

ROC, como mostra a Fig. 57 os pontos estão próximos a diagonal que corta o gráfico, na

diagonal inferior esquerda e na extremidade superior direita, mostrando uma perda na

qualidade diagnóstica em relação a imagem obtida com o protocolo sugerido A e qualidade

próxima a da imagem obtida com o protocolo original.

Figura 57: Curva ROC obtida com o protocolo sugerido C.

136

A AUC é igual a 0,583 uma leve melhora em relação ao protocolo original mas inferior

a AUC obtida com o protocolo sugerido A. A qualidade nos classificadores positivos

descritos na Tab. 35, contínua sendo de 0%, a qualidade na classificação dos falsos positivos é

de 38 % com uma taxa de acerto e de erro 36 % e 64 % respectivament


C.

Com o protocolo sugerido D, não há pontos no céu ou no inferno ROC, porém os

pontos estão mais próximo da área do céu ROC e distantes da linha diagonal que corta o

gráfico, evidenciando uma melhora na qualidade da imagem, como ilustra a Fig. 58.



Taxa de verdadeiros positivos

(TVP) 0%


Acurácia 0%

Taxa de acerto 36%

Taxa de erro 64%

137

Figura 58:Curva ROC obtida com o protocolo sugerido D.

A AUC de 0,709 indica uma melhora na qualidade diagnóstica da imagem em relação

ao protocolo original porém inferior a imagem obtida com o protocolo sugerido A. A

qualidade nos classificadores positivos apresentados na Tab. 36 contínua sendo de 0 %, a

qualidade na classificação dos falsos positivos é de 31 % com uma taxa de acerto e de erro 41

% e 59 % respectivamente.


sugerido D.





Acurácia 0%

Taxa de acerto 41%

138

Taxa de erro 59%

Com a variação no valor do kV sugerido no protocolo E, não há pontos no céu ou no

inferno ROC, como ilustra a Fig. 59 a maioria dos pontos estão afastados da linha diagonal

que corta o gráfico e um pouco mais próximo da área do céu ROC mostrando um ganho na

qualidade diagnóstica da imagem em relação ao protocolo original.

Figura 59: Curva ROC obtida com o protocolo sugerido E.

A AUC igual a 0,671 traz um ganho na qualidade diagnóstica da imagem em relação ao

protocolo original, porém inferior as imagens obtidas com os protocolos sugeridos A e D. A

qualidade nos classificadores positivos, apresentados na Tab. 37, contínua sendo de 0 %, a

qualidade na classificação dos falsos positivos é de 29 % com uma taxa de acerto e de erro 23

% e 77 % respectivamente.

139


original sugerido E.





Acurácia 0%

Taxa de acerto 23%

Taxa de erro 77%

Com o protocolo sugerido F, a curva ROC não apresenta pontos no céu ou no inferno

ROC, a maioria dos pontos estão próximos a diagonal que corta o gráfico evidenciando uma

má qualidade diagnóstica da imagem, alguns pontos estão em cima da linha diagonal

caracterizando o fato de termos 50% de probabilidade dos pixels serem classificados

corretamente e 50 % de probabilidade de serem erroneamente classificados, como ilustra a

Fig. 60.

140

Figura 60: Curva ROC com o protocolo sugerido F.

A AUC foi de 0,579, um resultado um pouco melhor que o obtido com o protocolo

original. A qualidade nos classificadores positivos, apresentados na Tab. 38, contínua sendo

de 0 %, a qualidade na classificação dos falsos positivos é de 57 % com uma taxa de acerto e

de erro 14 % e 86 % respectivamente.


original sugerido F.



Taxa de verdadeiros positivos (TVP) 0 %

Taxa de falsos positivos (TFP) 14 %

Acurácia 0 %

Taxa de acerto 14 %

Taxa de erro 86 %

Expondo o paciente a uma quantidade maior ou menor de radiação, não há ganho ou

perda significativa na qualidade diagnóstica da imagem obtida com os parâmetros técnicos de

exposição para a obtenção da TC pediátricas do abdômen com o protocolo original ou com os

protocolos sugeridos, como mostra a relação ilustrada na Fig. 61 entre os valores das AUC

com os Cw obtidos com o protocolo original e com os otimizados.

141

3 6 9 12 15

0,0

0,5

1,0

190 mA

170 mA150 mA

130 mA

110 mA

80 kV

Cw (mGy)

AU

C

100 kV

Figura 61: Relação entre os valores das AUC e dos CW.

Adotando um protocolo com 80 kV, 150 mA ou 170 mA os pontos estão praticamente

no mesmo plano horizontal, não há diferença considerável entre os três pontos e a linha de

referência, o pontos para 100 kV, 110 mA e 190 mA representam os melhores resultados,

porém estando o 110 mA mais perto do topo do gráfico onde a AUC é igual a 1 este é o

melhor resultado obtido e o pior o ponto com 130 mA pois este está mais próximo da linha

para AUC com valor igual a 0,5.

5.2.3. Resolução espacial - MTF

Aplicando o algoritmo desenvolvido para avaliar a resolução espacial das imagens

obtidas com os parâmetros técnicos de exposição do protocolo original para a obtenção de

142

exames de TC pediátricas do abdômen, é possível visualizar a LSF e MTF e obter

comportamento gráfico de ambas as funções , como mostram as Fig. 62 e 63 respectivamente

Figura 62: Da esquerda para a direita temos: Imagem original (a), a LSF (b) e MTF (c).

.

Figura 63: Comportamento gráfico da LSF em 2D e da MTF em 2D e 1D.

Na MTF a 90 % a frequência espacial é aproximadamente de 0,16 pl/mm, na MTF a

50 % de aproximadamente 0,3 pl/mm e na MTF e a 0 % é de aproximadamente 6,6

pl/mm, as respectivas resoluções espaciais são 31,25 mm, 16,6 mm e 0,75 mm. O limite de

resolução espacial para a imagem obtida com os parâmetros técnicos de exposição do

a b

a

c

a

143

protocolo original para a obtenção de exames de TC pediátrica do abdômen é de 0,75 mm,

estruturas com dimensões menores não serão detectadas.

Aplicando o algoritmo nas imagens obtidas com os protocolos sugeridos A, B, C, D e F

as LSF e as MTF geradas estão ilustradas na Fig.64.

Figura 64: LSF e MTF geradas a partir dos protocolos sugeridos para a obtenção de exames de TC

pediátricas do abdômen no hospital F.

Com o protocolo sugerido A o qual recomenda uma corrente de 110 mA e uma tensão

aplicada ao tubo de 120 kV, obteve-se na MTF a 90 % a frequência espacial de

aproximadamente 0,16 pl/mm, na MTF a 50 % de aproximadamente 0,3 pl/mm e na MTF

e a 0 % é de aproximadamente 6,6 pl/mm, com as resoluções espaciais de aproximadamente

31,25 mm, 16,6 mm e 0,75 mm respectivamente, na Tab.39 estão as frequências espaciais e as

resoluções obtidas com os outros protocolos sugeridos.

144

Tabela 39: Frequências espaciais e resolução espacial obtidas com os protocolos sugeridos para a

obtenção de exames de TC pediátricas do abdômen no hospital F.

Mensurando

Pontos de

interesse da

MTF

Protocolo

(A)

110 mA

(B)

130 mA

(C)

170 mA

(D)

190 mA

(E)

100 kV

(F)

80 kV

Frequência

espacial

(pl/mm)

90 %

50 %

0 %

0,16

0,3

6,6

0,16

0,3

6,6

0,16

0,3

6,6

0,16

0,3

6,6

0,16

0,3

6,6

0,16

0,3

6,6

Resolução espacial

(mm)

90 %

50 %

0 %

31,25

16,6

0,75

31,25

16,6

0,75

31,25

16,6

0,75

31,25

16,6

0,75

31,25

16,6

0,75

31,25

16,6

0,75

Em todos os protocolos sugeridos e com o protocolo original os valores para a

frequência espacial e resolução espacial obtidos foram os mesmos, ou seja, a curva MTF

apresentada na Fig. 63 é válida para todas as imagens obtidas no processo de otimização, a

variação do mA ou do kV não tem influência no domínio da frequência espacial das imagens

tomográficas, resultados estes obtidos que concordam com os apresentados por STRAUSS e

RAE , 2012.

A explicação física e matemática para os resultados obtidos serem idênticos, vem da

própria equação da transformada de Fourier e do legado deixado por Albert Einstein. A

transformada de Fourier em uma dimensão é apresentada na Eq. 48 ( BRACEWELL, 1986).

145

(48)

onde é a frequência angular do fóton .

Em 1905 Einstein usou as ideias de quantização inicialmente propostas por Max Planck

(EISBERG e RESNICK, 1979) para desenvolver o modelo quântico para a radiação

eletromagnética. Einstein postulou que a radiação eletromagnética é quantizada na forma de

pacotes chamados fótons, e a energia destes fótons de radiação apresentada na Eq. 49

(REZENDE, 2004).

(49)

onde e a frequência angular do fóton, portanto para modificar o resultado

obtido na transformada de Fourier, independente da sua dimensão, é preciso modificar a

energia dos fótons, quando aplicamos o processo de otimização não estamos mudando a

energia dos fótons, apenas modificamos o número de fótons ( corrente (mA)) e o impulso

inicial ( tensão aplicada ao tubo (mA)) usados para formar a imagem.

5.2.4. Análise do ruído

Com o protocolo original a imagem obtida, Fig. 65 os valores para o ruído obtido com

o programa Jivex ® foi de σ = 5,81 e com a equação de σ = 5,93. Na Tab. 40 está os valores

para o ruído nas imagens obtidas com os protocolos sugeridos.

146

0 200 4000

100

200

300

400

500

255,5

255,5

Figura 65: Imagem obtida com o protocolo original. A linha azul mostra o comportamento do ruído ao

longo do eixo horizontal, e a linha vermelha o comportamento do ruído no eixo vertical.

Tabela 40: Valores para o ruído nas imagens obtidas com o protocolo original e com sugeridos.

A diferença entre os valores obtidos para o ruído com o Jivex® e com a Eq. 46, com o

protocolo original e protocolos sugeridos A, B, C, e D a diferença não foi maior que 6 %.

Com os protocolos sugeridos E e F diferença foi de 15 % e 42 % respectivamente. Quando a

tensão for de 100 kV o uso da equação depende da rigorosidade esperada no resultado, já com

uma tensão de 80 kV o uso da equação não fornece resultado confiável. Esta diferença é

explicada pelo fato da relação matemática expressa na Eq. 46 adotada na obtenção do ruído,

Método

Protocolo

Original A B C D E F

Jivex® 5,81 6,6 6,14 5,4 5,19 7,94 11,8

Equação 6,26 6,98 6,37 5,52 5,32 6,89 14,6

147

ser dependente do coeficiente de atenuação µ o qual tem o seu valor estipulado conforme a

tensão adotada, e não é possível saber se o aparelho esta operando com um tensão real de 80

kV ou este valor é somente um indicativo, podendo então estar operando acima ou abaixo

deste e consequentemente o valor de µ não corresponde a realidade.

Para a análise da relação entre o valor do ruído e a dose efetiva normalizada, foi usado

o valor de µ obtido com o Jivex®, devido ao resultado não confiável obtido com 80 kV. A

variação do mA sugerida nos protocolos A, B, C, D e E não surtiu efeito significativo no valor

do ruído, com o protocolo original a dose En é de 3,11 mSv quando adotado o protocolo

sugerido A a dose cai para 2,5 mSv com um aumento no ruído de 13 %; em contrapartida caso

queira aumentar o mA com o intuito de reduzir o ruído a dose En aumenta em 38 % e o

decréscimo no ruído é de 12%. Quando adotado o protocolo sugerido F onde a tensão

aplicada ao tubo foi de 100 kV o ruído aumentou 37 % com a dose o decréscimo da dose En

em 55 %, e quando adotado o protocolo sugerido F com uma tensão aplicada ao tubo de 80

kV o ruído diminui em 104 % e a dose En em 192 %, como mostra a Tab. 41.

Tabela 41: Relação entre o ruído e a dose efetiva normalizada.

.

Quando se adotou o protocolo A ou B o ruído aumentou, então foi feita a subtração da

imagem obtida com o protocolo A com a imagem obtida com o protocolo original e a

subtração da imagem obtida com o protocolo sugerido B da imagem obtida com o protocolo

original; com os protocolos sugeridos D e E houve redução do ruído neste caso para visualizar

Parâmetro

Protocolo

Original (A) (B) (C) (D) (E) (F)

Ruído 5,81 6,6 6,14 5,4 5,19 7,94 11,8

Dose En (mSv) 3,11 2,5 3 4 4,3 2 1,1

148

o ruído acrescentado à imagem foi feita a subtração da imagem obtida com o protocolo

original com a imagem obtida com o protocolo sugerido D e a subtração da imagem com o

protocolo original com a do protocolo sugerido E, como mostra a Fig. 66.

Figura 66: Ruído resultante da subtração das imagens obtidas com: A) Protocolo sugerido A com

protocolo original, B) Protocolo sugerido B com protocolo original, C) Protocolo sugerido D com o protocolo

original, D) Protocolo sugerido D com o protocolo original.

Na subtração do ruído existente na imagem com o protocolo original das imagens

obtidas com os protocolos sugeridos D e E, onde variou-se apenas o kV, percebe-se que a há

mais ruído, como ilustra a Fig. 67.

149

Figura 67: Ruído resultante da subtração das imagens obtidas com: A) Protocolo sugerido F com

protocolo original, B) Protocolo sugerido E com o protocolo original.

Não houve mudanças significativas quanto à adição ou subtração nas imagens

tomográficas pediátricas obtidas com os parâmetros técnicos de exposição dos protocolos

sugeridos com a variação do mA. Pode-se reduzir a exposição do paciente a radiação sem

perda na qualidade da imagem, o aspecto granulado que interfere no diagnóstico será

evidenciado quando acontecer mudanças no kV, principalmente quando adotada uma tensão

de 80 kV no protocolo sugerido F, onde o ruído resultante da subtração das imagens ficou

mais evidente, como mostra a imagem A da Fig. 67.

150

6. CONCLUÖES

Os valores obtidos para as grandezas dosimétricas em exames de tomografia

computadorizada do tórax e do abdômen em pacientes pediátricos mostraram diferenças

significativas entre os aparelhos singleslice e mult-slice. Para exames de TC do tórax ou do

abdômen, dentre os três hospitais com os tomógrafos singleslice, somente em uma instituição

o valor das grandezas dosimétricas ficou próximo do NRD; nas outras duas os valores foram

inferiores. Nos tomógrafos multi-slice, as grandezas dosimétricas obtidas apresentaram

valores muito abaixo do NRD. Em alguns casos, os protocolos para a obtenção de exames de

TC do tórax e do abdômen foram os mesmos; nos demais casos, a maior exposição do

paciente pediátrico foi detectada nas TC do abdômen. Os resultados permitem concluir que os

pacientes pediátricos submetidos a exames de TC pediátrica do tórax e do abdômen, na cidade

de Belo Horizonte, não estão sendo expostos a níveis de radiação acima do NRD adotado.

As metodologias propostas para a obtenção das grandezas dosimétricas mostraram-se

eficientes em relação ao método convencional (câmara de ionização e um objeto simulador).

Adotando os filmes radiocrômicos, as grandezas dosimétricas ficaram próximas dos valores

obtidos com a câmara de ionização. Com o CT-EXPO, apenas em um caso não houve

resultado satisfatório, mostrando que o software pode ser adotado como método dosimétrico

confiável e, também, usado como instrumento verificador da confiabilidade de valores obtidos

para as grandezas dosimétricas obtidas através de outros métodos (câmara de ionização,

filmes radiocrômicos, dosímetros termoluminecentes e simulação computacional pelo Método

de Monte Carlo,).

No estudo realizado no hospital E, não ficou evidenciada a necessidade na realização

do processo de otimização, apesar das grandezas dosimétricas não apresentarem valores

acima do NRD. A otimização dos parâmetros técnicos mostrou que é possível reduzir os

valores das grandezas dosimétricas, mesmo quando estas já estejam com valores considerados

baixos. Os resultados obtidos com a metodologia apresentada para analisar a qualidade

diagnóstica da imagem reforçou esta afirmação. O aumento da exposição do paciente à

radiação na tentativa de melhora na qualidade diagnóstica da imagem, não obteve resultados

positivos. A distribuição normal adotada como método de análise mostrou que não houve

151

ganho na confiabilidade das HU, quando os valores das grandezas dosimétricas foram

aumentados; em contrapartida, sua diminuição não fez a imagem perder em confiabilidade. A

análise ROC e análise da resolução espacial através da MTF forneceram a mesma perspectiva:

não houve ganho ou perda na qualidade diagnóstica da imagem. O único fator afetado no

processo de otimização foi o nível de ruído na imagem, pois uma redução de

aproximadamente 15 % no mA ou de 10 % no kV diminuiu a probabilidade de efeitos

estocásticos sem incremento quantitativo e qualitativo no ruído.

O trabalho contribuiu para um conhecimento das grandezas dosimétricas envolvidas

em procedimentos tomográficos pediátricos do tórax e do abdômen em alguns hospitais de

Belo Horizonte, e mesmo o fato dos valores das grandezas dosimétricas não evidenciarem a

necessidade de otimização, o princípio ALARA deve fazer parte da rotina clínica de qualquer

hospital e sua aplicação constantemente testada.

152

7. REFERÊNCIAS

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164

8. APÊNDICE

Anexo

A

Fontes de incerteza.

Tabela 42: Cálculo da incerteza na obtenção do PkL para a calibração dos filmes radiocrômicos.

Fonte de Incerteza Valor da fonte (%) Tipo de

Incerteza

Divisor Incerteza Relativa

(%)

Calibração da câmara 3,00 B 1,732051

Tempo exposição 1,8 B 1,03923

Resolução termômetro 0,10 B 0,057735

Resolução Barômetro 0,05 B 0,028868

Calibração Termômetro 2 B 2 1

Calibração Barômetro 4,5 B 2 2,52

Repetibilidade 0,06 A 5,47 0,010969

Valor da Incerteza

Combinada uc (%)

3,38

Valor da incerteza

expandida U (%)

6,7

165

Tabela 43: Cálculo da incerteza da calibração do filme radiocrômico.

Fonte de Incerteza Valor da fonte

(%)

Tipo de Incerteza Divisor Incerteza Relativa

(%)

Pkl 3,8 B 2 3,8

Posicionamento 0,20 B 0,11

Tempo de exposição 1,8 B 1,03923

Valor da Incerteza

Combinada uc (%)

3,9

Valor da incerteza

expandida U (%)

7,8

18

Anexo

B

Sequência de comandos no Matlab®, para a obtenção da PSF e da MTF:

>> info1=dicominfo('NOME DA IMAGEM');

>> A=dicominfo(info1);

>> A=dicomread(info1);

>> A(A<0)=0;

>> A = A -1000;

>> A2=double('A');

>> A3=uint8(A2);

>> FA=fft2(A3);FA=fftshift(FA);

>> PSF=fspecial('gaussian',size(A),6);

>> OTF=fft2(PSF);OTF=fftshift(OTF);

>> Afilt=fft2(OTF.*FA);

>> Afilt=fftshift(Afilt);

>> Subplot(1,4,1);imshow(A,[]);

>> colormap(gray);

>> subplot(1,4,2);imagesc(log(1+(PSF))); axis image;axis off;

>> subplot(1,4,3);imagesc(log(1+abs(OTF)));axis image; axis off;

>> subplot(1,4,4);imagesc(abs(Afilt));axis image; axis off;

>> PSF=fspecial('gaussian',size(A),6);

>> OTF=fft2(PSF);OTF=fftshift(OTF);

19

>> Pphase=angle(OTF);

>> OTF=abs(OTF).*exp(i.*Pphase);

>> Afilt=ifft2(OTF.*FA);

>> Afilt=fftshift(Afilt);

>> psfnew=abs(fftshift((otf2psf(OTF))));

>> subplot(1,4,2);imagesc(log(1+psfnew));axis image;axis off;

>> colormap(gray);

>> subplot(1,4,3);imagesc(log(1+abs(OTF))); axis image;axis off;

>> subplot(1,4,4);imagesc(abs(Afilt));axis image;axis off;

>> PSF=fspecial('motion',30,30);

>> OTF=psf2otf(PSF,size(A));

>> OTF=fftshift(OTF);

>> Afilt=ifft2(OTF.*FA);

>> subplot(1,4,1);imshow(A,[]);

>> subplot(1,4,2);imshow(log(1+PSF),[]);

>> subplot(1,4,3);imshow(log(1+abs(OTF)),[]);

>> subplot(1,4,4);imshow(abs(Afilt),[])

>> End.

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