FORMAÇÃO DA IMAGEM

Estando o paciente adequadamente posicionado no leito ajustável, com a cabeça no orifício central da unidade de varredura, são datilografados no console de comando os dados de identificação do paciente e escolhidos os parâmetros do exame (velocidade, espessura, número e espaçamento dos tomogramas, ângulo total do movimento rotacional da matriz e o diâmetro do campo de varredura), bem como a quilovoltagem e a miliamperagem empregadas.

Para simplificação, analisaremos a coleta de dados nos tomógrafos que utilizaram o método de translação-rotação, pois foi neles que Hounsfield desenvolveu a TC, ao deixar a fonte, o feixe de raios X em forma de leque sofre filtração por parte de uma placa de alumínio ou cobre de alguns milímetros de espessura para reduzir o “endurecimento” do feixe. A seguir, o feixe é finamente colimado para passar pela região em estudo.

Durante cada movimento de translação, os detectores obtêm informações em diferentes ângulos do objeto em exame. Os equipamentos que fazem dois tomogramas por varredura possuem os detectores de cintilação distribuídos em dois planos, um para cada tomograma. Um detector adjacente à fonte de raios X proporciona um nível referencial usado para a correção de qualquer variação na intensidade do feixe durante a varredura.

Após atravessarem a cabeça do paciente, os fótons de raios X são detectados pelos cristais (fluoreto de cálcio, iodeto de sódio ou óxido germânico de bismuto), que cintilam proporcionalmente à exposição dos raios X, e a luz gerada é convertida em sinais elétricos pelos fotomultiplicadores. Em seguida, nos circuitos conversores análogo-digitais, os sinais elétricos são transformados da forma analógica para a forma digital e transmitidos em forma de número binário para a unidade de processamento.

As cintilações dos cristais e os correspondentes sinais elétricos são inversamente proporcionais à densidade física, à composição atômica e à espessura do tecido em exame. Exemplificando: mantendo constante todos os outros fatores, um menor número de fótons atingirá dos detectores à medida que o número atômico das substâncias do tecido aumentar, pois um maior número de fótons será absorvido pelo tecido.

A intensidade do feixe de raios X medida pelos detectores é convertida num valor logarítmico através dos amplificadores logarítmicos. A intensidade do feixe não atenuado, medida pelo detector referencial, também é convertida num valor logarítmico. O valor logarítmico de intensidade referencial é subtraído do valor logarítmico da intensidade do feixe medido pelos detectores e o valor resultante entra no sistema em forma digitalizada.

Deste modo, os valores de atenuação que entram no sistema aumentam à medida que a intensidade do feixe medida pelos detectores diminui. Em outras palavras, quanto mais opaco aos raios X for um objeto menor será a intensidade do feixe que alcança os detectores e maior será o valor de atenuação do sistema.

Se a cabeça do paciente for dividida num conjunto de pequenos paralelepípedos, cada um tendo determinado valor calculável de atenuação da intensidade do feixe, a soma dos valores de atenuação calculadas em cada paralelepípedo será igual à atenuação total do feixe.

O conjunto desses paralelepípedos forma uma matriz. O tamanho da matriz varia segundo o número e as dimensões dos paralelepípedos que a compõem. No primeiro tomógrafo computadorizado a matriz era 80 x 80, num total de 6.400 paralelepípedos, cada um medindo 3 x 3 mm por 8 ou 13 mm de profundidade. Este último dado refere-se a altura ou profundidade do paralelepípedo e corresponde a espessura de cada tomograma. As espessuras dos tomogramas podem ser múltiplas para um mesmo equipamento e são variáveis para os diferentes modelos.

Contudo, as espessuras mais utilizadas são de 3, 5, 8, 10 ou 13 mm. Os tomógrafos mais modernos, contudo, utilizam cortes de 1 mm ou abaixo (0,5 ou 0,7 mm). As matrizes maus usadas são as seguintes: a) matriz de 160 x 160 com 25.600 unidades de matriz (“paralelepípedos”), medindo cada unidade de matriz 1,5 x 1,5 mm x espessura do tomograma escolhido (4, 5, 8, 10 ou 13 mm); b) matriz de 256 x 256, com 65.536 unidades de matriz, medindo cada uma 1 x 1 mm x espessura do tomograma escolhido; c) matriz de 320 x 320, com 102.400 unidades de matriz, medindo cada uma 0,75 x 0,75 mm x espessura; d) matriz de 512 x 512, com 262.144 unidades de matriz, cada uma com 0,5 x 0,5 mm x espessura escolhida.

Cada unidade de matriz corresponde a um valor numérico binário que entra no sistema de processamento, indicando o valor de atenuação do feixe de raios X correspondente a igual volume de tecido no crânio do paciente. A exatidão do cálculo da atenuação de cada unidade de matriz é superior a 0,5 %.

A somatória dos dados obtidos durante cada movimento transverso denomina-se “linha de dados”. Estes dados, uma vez digitalizados, serão corrigidos, filtrados e posteriormente retroprojetados sobre a matriz. Cada paralelepípedo da matriz acumula os dados que foram medidos quando o feixe de raios X foi projetado através do ponto correspondente na área examinada.

A simples retroprojeção de cada linha de dados sobre a matriz produzirá uma reconstrução grosseira da imagem, por eu uma linha de dados representa a contribuição da atenuação ao longo de toda a extensão do feixe de raios X num movimento transverso, não representando o valor de atenuação num único paralelepípedo da matriz.

A fim de ser evitada essa reconstrução grosseira da imagem, as linhas de dados devem ser filtradas e posteriormente retroprojetadas sobre a matriz (filtered back projection). Durante a filtração, os valores da linha de dados que pudessem distorcer a atenuação de uma determinada unidade da matriz são tomados como negativos. O método de retroprojeção filtrada reproduz os valores dos dados medidos em cada “paralelepípedo“ da matriz na exata unidade da matriz que esses valores foram colhidos sem a influência daqueles considerados negativos.

Durante cada movimento transverso vários dados de informação são colhidos para cada linha de “paralelepípedos“ ou pontos da matriz e a quantidade destes pontos é variável segundo a matriz utilizada em cada aparelho. Para uma matriz de 256 x 256, a linha será de 256 dados. Na prática, é coletado um número superior de dados para cada linha, de modo que é obtida a média dos valores para reduzi-los a 256.

Como os detectores, amplificadores logarítmicos e circuitos conversores análogo-digitais não seguem instantaneamente as alterações na intensidade do feixe, o programa existente no computador corrige cada valor obtido antes de filtrá-lo. Em seguida, cada valor obtido sofrerá uma correção não linear para compensar as diferenças individuais entre os detectores e o fato do feixe de raios X ser policromático.

O endurecimento do feixe causa aparente diminuição no valor de atenuação de um dado tecido a medida que a distância da fonte de raios X aumenta. A fim de ser evitado esse feito, durante a calibração do equipamento várias correções são efetuadas e seus valores acumulados na memória do programa, que os utilizará quando da realização do exame.

O que foi explicado corresponde aos primórdios do desenvolvimento da TC. Muito disso é utilizado nos aparelhos mais modernos (helicoidais), pois os princípios físicos utilizados são os mesmos. Contudo, adaptações foram feitas para permitir a aquisição de dados e reconstrução das imagens em tempo extremamente rápidos.

Basta lembrar que aparelhos de TC capazes de realizar 64 imagens por ciclo de scan, e com três cilclos por segundo, mostram 192 imagens quase que instantaneamente.

Voltar