A Imagem Radiológica
Tânia Aparecida Correia Furquim1
1
Introdução
A imagem radiológica médica é formada a partir da atenuação de forma diferenciada
das partes anatômicas distintas do paciente que se precisa irradiar. Cada tipo de
material atenua de forma diferente a radiação X, o que permite a formação de uma
imagem. O diagrama esquemático mostrado na Figura 1 mostra o caminho
percorrido para a formação e manuseio de uma imagem radiológica.
Figura 1 - Esquema de obtenção e manuseio de uma imagem radiológica
Após interagir com o objeto de interesse, a radiação X forma uma imagem latente,
de acordo com a atenuação causada em seu caminho, como mostra a Figura 2.
1 Física Médica do Instituto de Física da Universidade de São Paulo. Doutora em Tecnologia Nuclear -­‐ Aplicações (Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares -­‐ SP), Mestre em Biofísica (Instituto de Física da USP), Especialista em Radiologia Diagnóstica (Associação Brasileira de Física Médica) 1
Figura 2 - Atenuação diferenciada de objetos com diferentes características de espessura e
densidades
Essa imagem latente é coletada por um detector de raios X que pode ser filme
radiológico (utilizado em radiologia de écran-filme), fósforo fotoestimulável (utilizado
em radiologia computadorizada), câmara CDD, silício amorfo (a-Si) e respectivo
sistema eletrônico que captura essa informação (utilizados em radiologia digital).
Depois de avaliada, essa imagem é armazenada, em forma de filme ou arquivo, de
acordo com o formato em que a imagem foi adquirida.
Uma vez adquirida, como analisar a sua qualidade dessa
imagem?
Quais os conceitos que devem ser considerados para
classificar uma imagem como de boa qualidade?
Os fenômenos físicos e químicos envolvidos na formação da imagem radiológica
dependem do tipo de detector de que se utiliza - o que vai priorizar a visualização de
determinado parâmetro de imagem. Isso ocorre porque os sinais que formam uma
imagem estão relacionados à variação espacial da energia absorvida no detector.
Os conceitos básicos que podem descrever uma imagem são:
Contraste;
Resolução espacial;
Ruído.
Como definir cada um destes conceitos?
2
1.1
Contraste
O contraste em uma imagem está relacionado ao brilho ou escurecimento na
imagem entre uma área de interesse e sua vizinhança de fundo.
Contraste pode ser definido como a diferença fracional em alguma
grandeza mensurável entre duas regiões de uma imagem1.
A Figura 3 ilustra bem como o contraste pode variar dependendo desta relação entre
as densidades ópticas do objeto e da vizinhança. Apesar da densidade óptica do
objeto circular no centro das imagens não variar, percebe-se que o contraste varia
consideravelmente devido à variação da densidade óptica da vizinhança que o
circunda. A diferença das densidades ópticas entre estas regiões é que possibilita a
visualização de estruturas diferentes.
Figura 3 - Variação de contraste de um objeto circular com mesma densidade óptica (tom de cinza)
em diferentes densidades ópticas de sua vizinhança
As diferenças entre tons de cinza são utilizadas como informação na imagem
médica e servem para distinguir os diferentes tipos de tecidos, analisar as relações
anatômicas e algumas vezes quantificar funções fisiológicas1. Quanto maior a
diferença entre os tons de cinza mais fácil é identificar as estruturas ou as interfaces
entre elas.
O contraste final em uma imagem pode ser resultado tanto das características do
material do objeto que se quer obter a imagem quanto das propriedades físicas do
detector que vai formar a imagem.
Em radiologia, o contraste pode ser dividido em:
3
contraste radiográfico: está relacionado à região anatômica a ser irradiada e
depende de suas características físicas, das diferenças de atenuação dos
fótons de raios X entre cada parte e suas vizinhanças. Ao se selecionar uma
tensão (kVp) no equipamento de raios X e a filtração total do feixe (espectro
de raios X) que passa pelo paciente, haverá uma determinada atenuação,
caracterizada pelo coeficiente de atenuação daquela parte irradiada, que
fornece a quantidade de fótons que são absorvidos por aquele material e que
influenciarão a imagem a ser formada. Os valores dos coeficientes de
atenuação em geral diminuem com o aumento da energia do fóton incidente.
contraste do detector: está associado à habilidade do receptor de imagem
em converter o sinal que incide sobre ele em imagem, e depende de suas
propriedades químicas, físicas, espessura entre outras.
A Tabela 1 resume as influências que cada um destes contrastes sofre, de
acordo com as propriedades das partes anatômicas ou detectores.
Tabela 1 - Tipos de contraste com a etapa da produção de imagem está relacionado e quais
as características influenciam
Interações da
radiação X
Região
Contraste
anatômica de
radiográfico
interesse
Contraste
receptor de
do detector imagem
Características que
influenciam
• número atômico efetivo
(Zef)
• densidade (ρ, [g/cm3])
• densidade de elétrons
• espessura do material
• espectro de energia
• coeficiente de
atenuação em massa
(µ/ρ)
• composição química do
material do detector
• espessura
• número atômico
• densidade eletrônica
• processos físicos pelos
quais o detector converte
o sinal de radiação em
um sinal eletrônico, óptico
ou fotográfico.
Exemplos
osso (Zef ≈ 13) → alto
contraste
mama (Zef ≈ 7) → baixo
contraste
• diferenças de densidade
óptica (no caso de filmes)
• brilho na imagem
(intensificadores de imagem)
• amplitude de sinal
(detectores eletrônicos) ou
algum outro sinal eletrônico,
óptico ou físico utilizado para
representar a imagem.
4
Uma maneira de otimizar o contraste final é entender como a radiação X interage
com as partes anatômicas de interesse e com o receptor de imagem. Com isso,
pode-se obter o melhor contraste com a dose de radiação mais baixa ao paciente.
A Figura 4 ilustra como a variação de contraste pode influenciar a visualização de
detalhes na imagem. A Figura 4, a foto A possui alto contraste, a foto B possui um
contraste ótimo para a visualização de um observador e a foto C possui baixo
contraste.
A
B
C
Figura 4 - Diferentes níveis de contraste em uma imagem, variando do alto contraste (A) ao baixo
contraste (C), passando pela imagem com contraste ótimo (B).
Percebe-se que tanto com alto quanto com baixo contraste há perda de informação.
1.1.1 Meios de contraste
Um recurso muitas vezes utilizado para melhorar o contraste entre estruturas com
coeficientes de atenuação muito próximos, é a utilização de meios de contraste.
Estes são materiais introduzidos na região a ser estudada, que possui um
coeficiente de atenuação diferente da região vizinha da área de interesse,
aumentando o contraste radiográfico. Isso ocorre, por exemplo, em estudos do
sistema circulatório, quando um médico intervencionista quer obter imagens dos
vasos sanguíneos, por exemplo. Neste caso pode-se utilizar contraste iodado para
5
que o sangue possa ter seu coeficiente de atenuação aumentado e permitindo ao
médico uma melhor visualização do vaso. O bário pode ser outro meio de contraste,
e pode ser utilizado no trato gastrointestinal, por exemplo. As bordas do trato
gastrointestinal podem ser visualizadas com maior contraste, permitindo a
identificação de ulcerações ou quaisquer rupturas que possam estar presentes.
Outro meio de contraste que pode aumentar a atenuação dos fótons de raios X é o
ar, que também pode ser utilizado em estudos do trato gastrointestinal. Um dos
fatores que torna o ar um bom meio de contraste é o fato de possuir baixa
densidade, o que pode auxiliar em muitos exames. Assim, o meio de contraste deve
ser escolhido de acordo com a vizinhança que será inserida. A Tabela 2 mostra
algumas características dos meios de contraste que podem determinar suas
aplicações, devido à atenuação à radiação que podem causar.
Tabela 2 - Características de alguns meios de contraste1
Meio de
contraste
Densidade
g/cm3
Hydopaque
(Iodine)
1,35
Sulfato de
bário
1,20
Ar
0,0013
Composição
0,25 g C18H26I3O9 + 0,5
g C11H3I3N2O4 + 0,6 g
água
450 g BaSO4 + 25 ml
água
78 % N2 + 21 % O2
Número
atômico
Aplicações
I: 53
Angiografia
Estudos genitourinário
Ba: 56
Zef=
7,4
Estudos
gastrointestinais
Estudos
gastrointestinais
Pneumoencefalografia
1.1.2 Variação de contraste com o tipo de receptor de imagem
1.1.2.1 Contraste e sistemas écran-filme
O contraste da imagem também é influenciado pelas propriedades do receptor. A
escolha do filme é fundamental para que se alcance o contraste adequado de uma
determinada região anatômica a ser irradiada2. Os observadores que preferem
imagens com alto contraste devem optar por filmes cujas curvas características
produzem maior contraste e latitude mais estreita. E os que preferem menos
6
contraste, devem optar por um com curva característica com menor contraste e
maior latitude3 (Figura 5).
Lembrando as definições:
Latitude (faixa dinâmica) do filme: faixa de exposição que produz densidades ópticas
aceitáveis para visualização. Em geral, entre as densidades ópticas de 0,25 e
2,5.(Figura 5)
Contraste do filme: quanto maior a inclinação da parte linear da curva característica
do filme, maior o contraste que a mesma quantidade de exposição pode oferecer
(Figura 6).
Figura 5 - Latitude do filme. Quanto maior a inclinação da curva característica do filme, menor a
latitude, e quanto menor a inclinação, maior a latitude.
Figura 6 - Variação de contraste no filme com o mesmo valor de exposição e a representação na
curva característica: quanto maior a inclinação da curva, maior o contraste e quanto menor a
inclinação, menor o contraste.
7
Essas variações em contraste e latitude têm a resposta no filme radiográfico
conforme mostra a Figura 7.
Muitos tons de cinza com
pequenas diferenças de
densidade entre os passos
Poucos tons de cinza com
grandes
diferenças
de
densidade entre os passos
Figura 7 - Latitude e contraste: respostas no filme.
1.1.2.2 Contraste e detectores que produzem imagens digitais
Os diferentes detectores podem transformar a energia incidente, que carrega a
imagem latente, em um sinal de saída com diferentes eficiências, isto é, alguns vão
cenverter melhor as doses em imagem. Nesse processo, a conversão do sinal de
saída em imagem pode amplificar ou modificar o contraste do objeto4.
As curvas características de detectores que convertem o sinal em imagem digital
podem ser vistos na Figura 8. Estas são lineares quando comparadas à curva de
filmes, e a essa diferença em intensidade de sinal, entre o maior e o menor sinal que
um sistema pode processar ou mostrar denomina-se faixa dinâmica.
Figura 8 - Curvas características de detectores de sistemas digitais comparados a filmes
8
Alguns fatores podem influenciar a faixa dinâmica do detector, como por exemplo, o
aumento do número de bits por pixel, em uma imagem digital aumenta a faixa
dinâmica da imagem5.
Mas, o que são bits e pixels?
Formalmente, uma
imagem
digital
pode
ser definida
como
uma
função
bidimensional, f(x,y), onde x e y são as coordenadas planas espaciais e a amplitude
f em qualquer par de coordenadas (x, y) é chamada de intensidade ou nível de cinza
da imagem naquele ponto6. Assim, a imagem digital é representada por uma matriz,
que possui um comprimento e uma largura, que dão a dimensão da imagem
bidimensional, de tamanho M x N, como mostra o exemplo da
Figura 9. A cada elemento de imagem (Picture elements – pixel) dessa matriz é
atribuído um valor numérico que lhe confere um nível de cinza; e alguns parâmetros
da imagem digital vão depender do tamanho desta matriz, considerando-se o
tamanho deste pixel e os espaçamentos entre eles (pitch). A menor unidade da
informação que pode ser armazenada ou transmitida é chamada bit (BInary digiT),
com os possíveis valores 0 e 1. Um conjunto de 8 bits é chamado byte. Assim, as
tonalidades de cinza nos pixels são representadas pelas diferentes configurações
dos bytes. Pode-se associar o valor zero ao preto e o valor 1 ao branco, e as
tonalidades intermediárias surgirão por combinações destes valores de acordo com
a quantidade de valores a serem combinados, 2, 4, 8, e assim por diante. O número
de bits por pixel é a profundidade de bit e, portanto, cada pixel terá uma quantidade
de tons de cinza representada pela equação 1:
C = 2k
Equação 1
Onde k é o número de bits.
Assim, uma imagem com 4 bits seria representada por 16 tons de cinza e uma de 8
bits por 256. A tonalidade de cinza em um pixel particular será a combinação entre o
preto e branco da profundidade de bits
9
Figura 9 - Representação da matriz de uma imagem digital
Após a aquisição da imagem digital (raw ou bruta), o software de aquisição executa
automaticamente vários passos de processamento (imagem processada). Assim,
cada região da imagem pode ser alterada e apresentar um valor de tom de cinza
diferente. Isso pode causar variações do contraste original no momento da aquisição
da imagem. Além disso, ao se avaliar a imagem, softwares de pós-processamento
podem alterar os valores dos pixels, conforme a necessidade de visualização do
observador. Isso também muda o contraste na imagem. Uma variação possível é
mudança da janela (window) que dá ao observador uma independência ao controlar
o contraste e brilho na imagem. Como a imagem digital é representada por um
intervalo de números (valores de tons de cinza) pode-se escolher uma largura da
janela (window width, WW) dentro desse intervalo para controlar o contraste
desejado na imagem. O centro desse intervalo escolhido é o nível da janela (window
level, WL) e sua variação controla o brilho na imagem7. O observador pode controlar
tanto o WW quanto o WL e a combinação desses dois parâmetros determina o
contraste na imagem, devido à variação dos valores de pixel (Figura 10), escolhido
pelo observador.
10
Figura 10 - Influências da escolha da A. largura (WW), e B. nível (WL) da janela no contraste da
imagem.
Desta forma, como o contraste é variável, outro conceito torna-se mais significativo
em imagens digitais para representar a qualidade da imagem: a razão contraste
ruído. Esta pode ser definida como4 mostra a equação 2:
RCR =
A-B
σ
Equação 2
Onde A e B são os valores médios do sinal em pequenas regiões da imagem e σ é a
variação de sinal, isto é, o ruído na imagem (Figura 11). Assim, esse conceito tornase mais relevante que o próprio contraste para se considerarem as diferenças
visuais na imagem.
No exemplo apresentado na Figura 11 percebe-se duas regiões com diferentes tons
de cinza, possibilitando um contraste da região ovalada. Ao se selecionar uma
região de interesse (Region of Interest – ROI), como mostrado na imagem com as
ROIs 1 e 2, são apresentadas as seguintes informações:
Avg: média dos valores de pixel neste ROI selecionado;
Min: mínimo valor de pixel encontrado dentro deste ROI;
11
Max: máximo valor de pixel encontrado dentro deste ROI;
Std.Dev: desvio padrão (σ) da média dos valores de pixel encontrados dentro
deste ROI;
Median: é a mediana dos valores de pixel encontrados neste ROI;
Área selecionada: é o tamanho do ROI escolhido, em mm2 e matriz
selecionada;
ROI 2
ROI 1
Figura 11 - Exemplo de como se pode considerar regiões para cálculo de razão contraste-ruído. Os
valores de A e B são dados com Avg e σ como Std.Dev nos dados da imagem.
Para se calcular a razão de contraste-ruído neste caso, considera-se:
A = Avg da ROI 1 = 2029,64
B = Avg da ROI 2 = 1710,91
σ = Std.Dev da ROI 1 = 18,11
Aplicando-se a Equação 2, a razão contraste ruído será:
RCR =
2029,64 - 1710,91 318,73
=
18,11
18,11
RCR = 17,6
12
Com isso, pode-se notar que, quanto maior o ruído da vizinhança de uma região de
interesse na imagem menor será a razão contraste-ruído, o que dificultará a
visualização do objeto.
1.2
Resolução espacial
O conceito de resolução espacial é definido como a habilidade do sistema em
distinguir duas estruturas adjacentes que podem ser visualizadas separadas em
uma imagem8,9. Esta não é melhorada com o aumento da radiação aplicada ao
detector; por outro lado, a radiação espalhada ou mesmo fótons de luz podem afetála, de maneira a reduzir a clareza da imagem5. Um fator que afeta a resolução é o
borramento da imagem, que ocorre devido à falta de definição da borda da estrutura
de interesse e sua vizinhança. Isso faz com que a imagem perca a definição e pode
ser causado por: movimento, fatores característicos do objeto, tamanho do ponto
focal do tubo de raios X, radiação espalhada e limitações do receptor8,10. A Figura 12
mostra, a partir de uma imagem normal (A) a variação de borramento devido à perda
de resolução em uma imagem.
Uma forma de quantificar a resolução espacial é utilizar um padrão de barras, onde
estruturas radio-opacas e radiotransparentes se alternam de tal forma que a imagem
apresenta pares de linhas. A unidade de medida da resolução espacial neste caso
são pares de linha por milímetro (pl/mm), como mostra a Figura 13.
O borramento prejudica a identificação dos pares de linha, fazendo com que se
reduza a resolução espacial. Essa medição é feita considerando-se alto contraste,
pois se houver baixo contraste ou muito ruído na imagem, pode-se não identificar as
estruturas adequadamente.
13
A.
B.
C.
D.
Figura 12 - A. Imagem normal, B. Borramento por movimento, C. Borramento devido a limitações do
detector, D. Imagem com muito borramento.
Figura 13 – Exemplo de um padrão de barras para medição de resolução espacial
Uma medição mais sofisticada da resolução espacial é a função de transferência de
modulação - FTM (ou Modulation transfer function – MTF), que descreve a
capacidade do detector em transferir a modulação do sinal de entrada em uma
frequência espacial no sinal de saída. Assim, os objetos de diferentes tamanhos e
14
opacidades são mostrados na imagem com diferentes valores de tons de cinza9. A
FTM descreve a relação entre resolução e contraste em termos de frequência
espacial. Desta forma, para que sejam representados detalhes grosseiros na
imagem é suficiente uma frequência espacial baixa, enquanto que para descrever os
detalhes e as bordas das estruturas anatômicas são necessárias frequências
maiores10.
1.2.1 Borramento devido ao receptor
1.2.1.1 Sistemas écran filme
Os filmes radiográficos possuem alta resolução espacial, especialmente aqueles
dedicados a mamografia, pois possuem grãos da emulsão do filme menores. Porém,
em sistemas écran-filme, os raios X interagem com o écran inicialmente, que
converte os fótons de raios X em fótons de luz. Essa luz é difusa, o que causa
aumento do tamanho do sinal, resultando em borramento na imagem formada no
filme (Figura 14).
objeto
écran
écran
imagem
Figura 14 - Diminuição de resolução na imagem com o alargamento do sinal de entrada devido à
presença do écran, na formação da imagem de raios X com sistemas écran-filme.
Os fatores que podem causar esse alargamento do sinal são:
Espessura do écran;
Tamanho das partículas que constituem o fósforo do écran;
15
Pigmentos que absorvem a luz no écran;
Contato ruim entre écran e filme (Figura 15)
Figura 15 - O contato ruim entre o écran e o filme causa borramento do sinal.
1.2.1.2 Sistemas de imagem digital
Em radiologia digital, além dos fatores comuns ao sistema écran-filme, como
movimento, tamanho do ponto focal e radiação espalhada, a resolução espacial é
limitada pelo tamanho mínimo do pixel.
De acordo com o Teorema de Nyquist, dado um tamanho de pixel x, a máxima
resolução espacial alcançável seria x/2. Assim, o tamanho do pixel pode dificultar a
visualização da imagem. A Figura 16 mostra as imagens com tamanhos de pixel
variável: os maiores, como mostrado em A, B, e C, por exemplo, a identificação do
objeto torna-se difícil. Conforme o tamanho do pixel vai reduzindo, os detalhes da
imagem passam a ser visualizados.
16
Figura 16 - Efeito do tamanho do pixel na resolução da imagem
1.3
Ruído
O ruído de uma imagem radiográfica pode ser definido como a quantidade de
informação indesejável, isto é, que não é útil ao diagnóstico, uma vez que interfere
na avaliação do observador. Este ruído ou mottle é uma variação aleatória
indesejável do sinal incidente ao receptor de imagem.
1.3.1 Ruído em sistemas écran-filme
Em sistemas écran-filme, as principais fontes de ruído radiográfico incluem10:
Quantum mottle: causado pela variação aleatória de fótons de raios X
absorvidos pelo receptor de imagem. Os sistemas mais rápidos são mais
eficientes em absorver os fótons de raios X e transformar em determinada
densidade óptica. Já os sistemas mais lentos, uma quantidade menor de
17
fótons é utilizada para formar a imagem o que permite uma flutuação na
imagem, tornando-a mais ruidosa;
Estrutura do écran: o aumento da sensibilidade do écran aumenta o ruído
inerente, fazendo com que ocorram flutuações estatísticas da quantidade de
luz produzida quando um fóton de raios X é absorvido;
Grãos do filme: o aumento da sensibilidade do filme aumenta a absorção de
luz produzida pelo écran, incluindo as flutuações estatísticas;
Artefatos devido ao processamento de filme;
Ruído de conversão de fótons de raios X em fótons de luz.
1.3.2 Ruído em sistemas que produzem imagens digitais
O ruído pode ser definido como a incerteza ou imprecisão com que o sinal é
gravado. Uma imagem que é gravada com poucos fótons de raios X geralmente tem
um alto grau de incerteza e é muito ruidosa, enquanto que muitos fótons tornam a
imagem mais precisa1. Porém, muitos fótons podem estar associados com altas
doses de radiação X.
Em imagens digitais, o ruído pode ser quantificado de forma simples em termos do
desvio padrão da quantidade de fótons que são gravados em uma área do receptor
de imagem ou o desvio padrão do sinal da imagem. Porém, essa forma de análise
não descreve espacialmente a distribuição do ruído, e para isso é melhor a
descrição do espectro de potência de ruído (Noise Power Spectrum, NPS).
Como o contraste na imagem digital é dinâmico devido a recursos de pósprocessamento de imagem, o ideal é a sua avaliação relacionada com o ruído na
avaliação da qualidade da imagem, pois a visualização de detalhes em baixo
contraste fica limitada à quantidade de ruído. A Figura 17 mostra como a informação
pode ser perdida conforme o ruído na imagem aumenta. Assim, um parâmetro mais
significativo para a avaliação da qualidade da imagem digital é a razão sinal ruído
(RSR), uma vez que é uma grandeza útil para caracterizar o desempenho do
detector quanto ao sinal e ao ruído.
18
A
Figura 17 - A partir da imagem A há um aumento gradativo do ruído nas imagens.
A eficiência quântica de detecção (detective quantum efficiency – DQE) descreve a
eficiência da transferência da RSR incidente em relação à SNR de saída. O efeito da
variação da RSR na imagem pode ser vista na Figura 18.
De forma prática, pode-se obter a razão sinal-ruído de uma imagem digital
colocando-se uma região de interesse (region of interest - ROI), como mostrado na
Figura 11, e dividindo-se a média dos valores de pixel dentro deste ROI (sinal) pela
variação deste sinal (ruído), como mostra a equação 3.
RSR =
Média dos valores de pixel
desvio padrão
Equação 3
No exemplo da Figura 11, a RSR da ROI 2 é calculado como segue:
19
RSR =
1710,91
= 112
15,28
Figura 18 - Exemplo da variação da razão sinal-ruído em uma imagem com sinal constante com
variação do ruído.
A RSR é uma grandeza física que facilita processos de otimização para equilibrar
qualidade de imagem e dose. Uma maneira de se caracterizar o sistema utilizado é
a partir de obter a resposta do detector em termos de RSR com a dose, conforme
mostra a Figura 19.
Figura 19 - Gráfico exemplificando uma relação entre razão sinal-ruído (RSR) e dose, caracterizando
um sistema de mamografia digital.
20
2. Fatores que alteram a qualidade de imagem
A imagem radiológica pode ser afetada por uma quantidade grande de fatores que
podem reduzir sua capacidade de fornecer um bom diagnóstico. Alguns fatores
serão descritos aqui e outros podem ser percebidos na prática e são peculiares do
lugar onde produz a imagem3.
1. Tensão do tubo de raios X:
O aumento da tensão (kVp) pode provocar:
• Redução do contraste;
• Ampliação da latitude em filmes,
• Aumento da radiação espalhada
• Menor dose de radiação ao paciente
Assim, um estudo de otimização entre qualidade de imagem e dose ao paciente
deve considerar a tensão adequada de acordo com o equipamento em questão, ao
exame a ser realizado e ao paciente em particular.
2. Tempo de exposição
O
tempo
longo
de
exposição
pode
causar
movimento
do
paciente
e
consequentemente, borramento na imagem. De acordo com o exame, o melhor
tempo de exposição deve ser considerado para processos de otimização.
3. Corrente do tubo de raios X
Como a corrente do tubo de raios X é responsável pela intensidade de fótons no
feixe, podendo causar maior enegrecimento na imagem, deve ser o parâmetro
técnico a ser escolhido por último, para equilibrar o enegrecimento necessário.
4. Tamanho do ponto focal
O tamanho do ponto focal é responsável pela resolução espacial, pois quanto menor
ele for mais detalhes podem ser vistos na imagem. Em exames que precisam de
21
detalhes, como o de mamografia por exemplo, deve-se utilizar tubos de raios X que
possuam ponto focal de 0,3 mm ou menor.
5. Colimação do feixe
Quanto maior o tamanho do campo de radiação X, maior será o espalhamento e,
consequentemente, tanto o contraste quanto a resolução espacial da imagem pode
ser prejudicado. Além disso, a dose ao paciente também é maior devido à maior
quantidade de tecidos irradiados.
6. Grades
As grades são utilizadas para minimizar o espalhamento causado pelo paciente e
que prejudica tanto a resolução quanto o contraste da imagem. A consequência de
sua utilização é o aumento de dose ao paciente, pois se deve aumentar a corrente,
para aumentar os fótons produzidos pelo tubo de raios X, tentando compensar os
fótons absorvidos na grade.
7. Distância foco-filme
Quanto maior a distância foco-filme menores o borramento, magnificação e distorção
da imagem, e menor a dose no paciente. Isso pode levar a uma redução do
contraste.
8. Combinação écran-filme
Combinações de écran-filme rápidas, eficientes em converter fótons de raios X em
luz, minimizam a dose ao paciente, borramento por movimento e geométrico, porém
pode haver mais ruído. O écran sempre causa perda de detalhe, devido ao
espalhamento do sinal, então, caso se queira um detalhe muito fino, não se utiliza o
écran. Para obter uma imagem com qualidade diagnóstica, deve-se aumentar o mAs
aumentando a dose ao paciente.
22
9. Processamento de filmes
Todo o cuidado em adquirir uma imagem de boa qualidade pode ser perdido se o
último passo de formação da imagem não estiver controlado adequadamente. A
temperatura não deve variar, uma vez que o aumento da temperatura em uma
mesma velocidade de processamento pode reduzir o contraste. Um controle de
qualidade rigoroso deve ser implementado – diariamente - para garantir uma boa
imagem.
10. Placas de imagem em sistemas de radiologia computadorizada
As placas de imagem (PI) devem ser manuseadas com cuidado, pois podem causar
artefatos devido à presença de poeira, riscos, rachaduras e problemas mecânicos.
Vários outros fatores também podem prejudicar a qualidade da imagem, como a
utilização de monitores que não são preparados para uso médico e, com as
características inadequadas à modalidade que se aplica ou mesmo a utilização de
doses inadequadas que prejudicam a qualidade da imagem.
A única maneira de se obter a melhor imagem radiológica, é aplicando processos de
otimização de imagem, onde os parâmetros mais adequados para cada
procedimento serão encontrados com a menor dose possível ao paciente.
23
Referências:
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2
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