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Tomografia Computadorizada

Sistema Computacional do Aparelho de Tomografia Computadorizada

O sistema computacional é responsável pela geração das imagens tomográficas a partir do processamento dos sinais enviados pelos detectores de radiação. Para isso possui software específico que contém algoritmo especiais capazes de obter a imagem digitalizada apresentada no vídeo a partir dos sinais enviados pelos detectores. Esta imagem é armazenada no computador, que possibilita sua manipulação de acordo com a necessidade do operadorO computador é também responsável por toda a programação do equipamento que permite inclusive testes de calibração para o eficiente funcionamento do sistema. A programação permite definir os parâmetros de alimentação do tubo, posições de planos de corte, distância entre eixos de cortes etc., ou seja, é através do computador que se faz todo o controle do sistema, da geração de imagens e da programação dos exames.  A quantidade de dados a ser trabalhada para obter as imagens é muito grande e, por isso, o sistema computacional deve possuir alta velocidade de processamento. E, como as imagens médicas se apresentam em grandes pacotes, o sistema deve possuir uma elevada capacidade de memória para processamento e armazenagem.

Painel de Controle

O painel de controle permite o comando do aparelho de TC, que é feito através do console de seu computador, com o auxílio de um teclado através do qual se faz a introdução de dados, e um monitor que permite visualizar a programação da aquisição de dados que será feita e também as imagens obtidas.

Imagem Físic

O sistema para geração da imagem física é um acessório dos aparelhos de TC fundamental importância, pois possibilita a documentação física do exame e muitas vezes essa é a imagem utilizada para gerar o laudo diagnóstico. Após a seleção das imagens a serem registradas em suporte físico, essas imagens são organizadas de acordo com uma disposição predefinida para preencher um filme. Existem basicamente dois sistemas de geração de imagens físicas, o sistema convencional e a impressão a laser.No sistema convencional as imagens selecionadas são

registradas em um filme radiográfico próprio que, após sensibilizado, deve ser colocado em uma processadora para que seja revelado de maneira semelhante aos sistemas convencionais de diagnósticos por raios X.

No sistema de impressão a laser, as imagens selecionadas e organizadas no terminal de vídeo podem ser enviadas diretamente para a impressora, que as imprimirá sobre o suporte físico desejado (papel ou filmes). Esse sistema é mais rápido e menos trabalhoso, mas seu custo é superior ao do sistema convencional.

Detectores de Imagens de um Aparelho de Tomografia Computadorizada

Os detectores de radiação são responsáveis pela captação da radiação que ultrapassa o objeto, transformando em um sinal elétrico que após digitalizado, pode ser reconhecido pelo computador. Uma vez definido o valor de alta-tensão (kV) aplicada ao tubo de raios X e da corrente catodo-anodo (mA), a intensidade do feixe (I) que sai do tubo de raios X em direção ao objeto está determinada. Os detectores permitem determinar a quantidade de radiação que conseguiu atravessar o objeto sem interagir e, desta forma, o computador obtém a parcela do feixe absorvida no trajeto por ele percorrido.

Os detectores utilizados nos aparelhos de TC devem apresentar uma alta eficiência na transformação do sinal de radiação em sinal elétrico para permitir a diminuição da dose no paciente. Deve permanecer estável durante a vida útil do equipamento e ser pouco sensível à variação de temperatura que naturalmente ocorre no interior do gantry. Três fatores são preponderantes na eficiência do detector: sua eficiência geométrica, sua eficiência quântica e sua eficiência de conversão do sinal.

A eficiência geométrica está associada à área do detector sensível à radiação em relação à área total do detector que fica exposta ao feixe. Os espaçamentos entre as células detectoras utilizados para reduzir o ruído originado de radiação secundária, ou regiões do detector não sensíveis promovem a degradação desse fator.

A eficiência quântica refere-se à parcela do feixe de raios X incidente sobre o detector que é absorvido por ele e que contribui para a medição do sinal. A eficiência de conversão está associada à capacidade de converter o sinal de radiação absorvida em um sinal elétrico. A eficiência total do detector é a resultante do produto dessas três eficiências e encontra-se em uma faixa de 0,45 a 0,85. Essa faixa de eficiência menor que implica um aumento na intensidade do feixe incidente que resulta em uma maior dose no paciente.

Os aparelhos de TC podem utilizar dois tipos de detectores de radiação: os detectores de câmara de ionização e os detectores de estado sólido. Os detectores de câmara de ionização utilizam gás inerte pressurizado, como o xenônio. Neste caso, a radiação que atinge o gás gera sua ionização, e esta ionização gerada proporciona o aparecimento de um pulso de corrente. O valor do pulso de corrente gerado é proporcional à quantidade de átomos ionizados. Assim, quanto maior o número de fótons que atinge a câmara de ionização, maior o número de íons gerados, maior o valor da corrente elétrica circulante e vice-versa. A alta pressão colocada nas câmaras de ionização, cerca de 25atm, tem por objetivo aumentar o número de átomos contidos no pequeno volume do detector, aumentando, assim, a probabilidade de interação dos fótons X com os átomos do gás. No entanto, a eficiência de detecção das câmaras, dada pela relação entre os fótons capturados em relação aos fótons incidentes, é de apenas 45%. Apesar da baixa eficiência, os detectores do tipo câmaras de ionização são mais baratos e apresentam boa estabilidade.

Construídos em um conjunto cintilidor-detector, os detectores de estado sólido são fabricados com materiais semicondutores dopados. Esses detectores semicondutores, fotodiodos, são capazes de permitir a circulação de corrente elétrica quando estimulados por fótons luminosos. A intensidade da corrente circulante é proporcional ao número de fótons que os atinge. Este sinal elétrico é enviado ao computador e utilizado como fonte de dados para a obtenção da imagem final. Para transformação dos fótons X em fótons luminosos são utilizados conversores, os cintiladores. A eficiência de um detector semicondutor pode chegar a 99%, mas as condições relativas ao tamanho e à proximidade dos detectores no arco dos aparelhos de TC fazem com que à eficiência desse tipo de detector esteja na mesma faixa daqueles detectores por câmara de ionização.

Os cintiladores utilizados em TC são feitos de ligas cerâmicas compostas de enxofre, oxigênio, gadolíneo e ítrio (Gd2O2S, Y2O3 e Gd2O3), dopadas com praseodímio, európio, ou cério e utilizados para a conversão dos raios X em fótons luminosos. Os cintiladores cumprem uma função semelhante à das telas intensificadoras utilizadas nos aparelhos convencionais de raios X. Diferentemente das telas intensificadoras, os cintiladores necessitam de um tempo pequeno para a conversão de fótons X em fótons luminosos, uma vez que, durante uma volta completa do arco de detectores, centenas de informações são enviadas ao computador por cada canal detector.

Gerador de Raios-X em um Aparelho de Tomografia Computadorizada

O aparelho de raios X da Tomografia Computadorizada é igual ao raios X convencional, difere que durante a geração do feixe o tubo está em movimento circular. Além disso, seu tempo de funcionamento contínuo é muito maior e, por essa razão, necessitam de um encapsulamento mais resistente que promove uma maior filtração do feixe gerado. A alimentação da alta-tensão em corrente contínua utiliza sistemas retificadores de alta freqüência, de maneira a gerar uma alta-tensão praticamente contínua com fator de ripple próximo de zero, garantindo a estabilidade no valor do fluxo de fótons do feixe durante todo o processo de irradiação.

Os aparelhos de TC geram e acumulam muito mais calor, necessitando de um sistema de refrigeração bem desenvolvido que utiliza líquido refrigerante (densidade, viscosidade, condutividade térmica e calor específico) com circulação forçada, além de um sistema de radiador para a transferência do calor retirado pelo líquido refrigerante do tubo para o meio externo. Têm anodos giratórios como rotações acima de 10000 rpm que auxilia na dissipação do calor.

A área do foco físico sobre a pista-alvo do anodo varia entre 0,5mmx0,7mm e 1,7mmx1,6mm para a maioria dos tubos. O feixe é policromático (com fótons de energia variável), sendo que os fótons são gerados em sua maioria por freamento (bremsstrahlung), numa faixa de energia que varia de 30keV a 140keV.

O pós-colimador cumpre a função de restringir a radiação que atinge o arco detector. Permite que a parcela do feixe primário que ultrapassa o paciente atinja o arco detector, evitando que a maior parte da radiação secundária espalhada atinja os detectores e gere ruídos que prejudicam a qualidade da imagem.

O tamanho da abertura do gantry influencia significativamente as características do tubo de raios X. conforme pode ser visto na figura 7, quanto maior a abertura do gantry, maior a distância entre o foco do feixe de raios X e o arco de detectores (dfa). Como a quantidade de radiação que deve chegar aos detectores, para ser convertida em informação, deve ser a mesma, independentemente da distância entre o foco do feixe e o arco de detectores, e como a densidade de fótons do feixe diminui com a distância do foco de forma quadrática, os feixes para gantrys com maiores aberturas devem ter uma intensidade inicial maior. Portanto, gantry com maiores aberturas requerem a geração de feixes de raios X mais intensos.

Um feixe que apresente maior intensidade implica um tubo gerador de raios X que demanda maior potência elétrica da rede de alimentação. Conseqüentemente, esse tubo gera maior quantidade de calor durante o processo de geração do feixe de raios X. Essa maior quantidade de calor implicará a utilização de um sistema de refrigeração mais eficiente para que o processo ocorra sem superaquecimento. Esses fatores promovem um maior aumento dos custos dos gantrys com aberturas maiores.

A vantagem desse tipo de gantry está no fato de comportar pessoas com maior massa corporal que não podem ser diagnosticadas em aparelhos com aberturas menores. Outro fator importante é que, se o feixe de raios X inicial é mais intenso, depositará maior quantidade de energia no paciente. Portanto, pacientes com massa corporal menor receberão doses de radiação mais altas nos aparelhos que possuem gantrys com abertura maior.

A faixa de tensão de trabalho dos tubos de raios X está entre 80kV e 140kV e através desse controle é feito o controle da característica de penetração do feixe. O aumento da intensidade do feixe do tubo está associada a potência do tubo demandada que diretamente associada a um aumento do valor da corrente catodo-anodo (mA).

Outro fator que promove o aumento da potência do tubo é o aumento da velocidade de rotação em torno do paciente. Do mesmo modo, como a quantidade de fótons X que atingirá os detectores deve permanecer, um aumento da velocidade de rotação do tubo em torno do paciente implicará um aumento na intensidade do feixe. No entanto, não ocorre aumento da dose no paciente.

Falando mais a Fundo Sobre os Aparelhos de Tomografia Computadorizada

O aparelho de TC permite gerar a imagem de um corte anatômico axial como o auxílio de um computador. O método utiliza um tubo gerador de raios X que emite radiação enquanto se move em círculo, ou semicírculo, em torno do objeto do qual se deseja gerar imagem. Ao invés de gerar a imagem diretamente sobre o filme radiográfico, a radiação que atravessa o objeto é captada por detectores posicionados em oposição à fonte de radiação, após o objeto.

As imagens tomográficas são reconstruídas através de um grande número de medições em diversas posições do sistema tubo-detector em relação ao objeto. Os dados coletados pelos detectores são convertidos em um sinal digital e enviados ao computador. Como se utiliza um feixe delgado para irradiar o volume, apenas uma fatia delgada do volume é irradiada por vez. A fatia  irradiada é dividida em pequenas unidades de volume denominadas voxel.

Os detectores captam a parcela do feixe que atravessou o objeto, gerando um sinal elétrico que é convertido em um sinal digital e enviado para o computador. Após a aquisição de um grande número de medições, o computador fará o tratamento dessas informações para determinar a parcela do feixe absorvida por cada um dos voxels que compõem a fatia irradiada, que está associado ao valor do coeficiente de atenuação linear (µ) do tecido que compõe cada voxel.

Determinado o valor da atenuação para cada voxel, o próximo passo consiste na construção da imagem digital que representará a fatia irradiada. Cada elemento componente da imagem digital é denominado pixel, e cada pixel representará na imagem através de um tom de cinza.

O tom de cinza do pixel dependerá do valor da atenuação promovida pelos voxels que representa.

Assim, os voxels que apresentarem coeficiente de atenuação linear maior absorverão uma maior parcela do feixe de radiação e serão representados em tons mais claros na imagem, e os que possuírem menor valor de coeficiente de atenuação linear absorverão uma menor parcela do feixe e aparecerão mais escuros. Através de um tratamento matemático (algoritmo), permite determinar a atenuação do feixe para cada voxel e converter esses dados em uma imagem em tons de cinza que varia do branco ao preto.

A imagem tomográfica resultante é um mapa em escala de cinza que está diretamente relacionada aos coeficientes de atenuação linear de cada tecido atravessado pela radiação.

A qualidade dessa imagem gerada em TC depende de vários parâmetros, tais como: a natureza dos raios X (qualidade), o tipo de detectores de raios X, o número de detectores, a velocidade de medições, os algoritmos utilizados para a determinação das atenuações individuais, para a reconstrução as imagem, etc.

Para que o processo funcione adequadamente, é necessário que o objeto permaneça imóvel durante todo o período de medições de atenuação do feixe pelos detectores nas diversas posições do conjunto tubo-detector em relação ao objeto, uma vez que é necessária a coleta de muitos dados para que os algoritmos computacionais possam obter os valores de atenuação promovida por cada voxel.

Os avanços tecnológicos permitiram a criação de novas gerações de aparelhos que apresentam, cada vez mais, imagens mais detalhadas e de melhor qualidade. A maior evolução no que se refere à qualidade dos aparelhos veio com a evolução dos tubos de raios X e dos detectores de radiação, que permitiram reduzir consideravelmente o tempo de aquisição de um corte e, conseqüentemente, o tempo total de varredura.

A Mesa de um aparelho de Tomografia

A mesa de uma aparelho de TC é regulável em altura e profundidade em relação ao gantry para facilitar a colocação e a centralização do paciente no gantry. A coordenação entre os movimentos da mesa e o gantry deve ser perfeita, uma vez que cada aquisição de dados para gerar a imagem de um corte é feita após um pequeno deslocamento da mesa. O sentido de deslocamento da mesa será pré-fixado de acordo com a programação dos planos de corte definidos para o estudo desejado.

A mesa permite utilizar acessórios para melhor acomodação do paciente em função da região, de maneira que ele fique o mais estático e confortável possível durante a aquisição dos dados para a geração dos dados para a geração da imagem. A mesa deve ser fabricada de material resistente para suportar o peso do paciente rígido o suficiente para não flexionar à medida de que se desloca para dentro da abertura do gantry.

O material de confecção da mesa deve apresentar pouca atenuação do feixe de raios X para não inferir na reconstrução da imagem nem gerar o aparecimento de artefatos. As mesas dos aparelhos de TC apresentam um limite de carga e esse limite deve ser respeitado. Em aparelhos mais recentes o limite de carga da mesa na faixa de 200kg. Por isso, pessoas que apresentam massa corporal maior que o limite de carga estabelecido pelo fabricante ficam impossibilitada de fazer esse tipo de exame.

O comprimento máximo de varredura de um aparelho de TC está entre 140cm e 170cm, mas o limite máximo de varredura também depende do tempo de funcionamento contínuo do tubo de raios X, que nem sempre permite a varredura de toda a extensão possível da mesa. Por essa razão, o paciente deve ser posicionado na mesa de acordo com a região que se deseja fazer a varredura. Para as regiões superiores do corpo o paciente deve ser posicionado com a cabeça voltada para o gantry e, para os membros inferiores, faz-se o processo inverso de acomodação.

O que é Gantry ??

O gantry é o maior componente da instalação de um aparelho de TC. É um dispositivo em formato de uma enorme rosca e em seu interior encontram-se instalados o tubo gerador do feixe de raios X, os detectores, colimadores de feixe, conversor analógico digital, fontes e componentes mecânicos necessários para as movimentações de varredura que possibilitam a aquisição de dados, além de parte do sistema eletrônico utilizado no controle desses elementos.

Normalmente o gantry que possibilita inclinação de +30° e -30° em relação ao eixo vertical. Na parte frontal do gantry costuma ter um painel de comandos manuais que possibilita alguns controles, como a movimentação da mesa, a angulação do gantry, a ativação dos eixos de centralização, o deslocamento da mesa para o interior do gantry. A regulagem da altura da mesa, a escolha do nível de início do estudo e o botão para desconexão de emergência.

Além dos botões de comando, existem marcadores digitais capazes de informar a angulação do gantry em graus e, a partir do ponto zero, a posição em que se encontra a mesa com o paciente, medida em milímetros. O posicionamento do paciente em relação ao gantry é realizado com os eixos luminosos, vertical e horizontal, com os quais se pode situar o paciente de acordo com a exploração desejada. Existe um sistema de megafonia que permite ao operador instruir o paciente durante o exame e ou comunicar-se como ele, se necessário.

Termos Usados em uma Sala de Tomografia

Algarismo de reconstrução – Função matemática para realçar ou suprimir os dados coletados. Os aparelhos dispõem de vários algarismos, que podem ser selecionados com base na estrutura anatômica e qualidade da
imagem desejada.

Anterior – Representado pela letra “A” nas imagens, indica a parte anterior do corpo; freqüentemente aparece nas reconstruções.

Área (Fov) – Campo de visão – É o diâmetro de apresentação das imagens adquiridas. (Quanto maior o seu tamanho, mais estruturas são visualizadas, porém em tamanho menor).

Artefato – Representação na imagem que não se origina das estruturas do corpo do paciente. Os artefatos da TC são causados por movimento do paciente, meios de contraste, processamento da TC ou falte de calibração do equipamento.

Axial – É o plano habitual dos cortes tomográficos que divide o corpo em parte superior e inferior (plano transversal).

Bomba injetora – Equipamento que realiza a injeção do meio de contraste por via arterial ou venosa. Por meio de punção venosa é ligada por um cateter a uma seringa com contraste, que está conectada ao equipamento em que está planejada a velocidade, quantidade e delay para esta injeção.

Calibração – O processo é característico ao equipamento de TC. Pode mensurar o ar ou realizar testes apropriados com phantons. A calibração mensura as variações da intensidade do feixe e ou da resposta do detector
para obter homogeneidade no campo de visão e números de TC (escala HU).

Coronal – É um plano utilizado nos cortes tomográficos para estudos complementares de algumas regiões, dividindo o corpo em anterior e posterior. Podemos ter reformatações de imagens axiais em coronais.

Delay – É o tempo de espera para iniciar aquisição de imagens após o início de injeção do meio de contraste venoso.

Detectores – Existem dois tipos de detector: os de ionização a gás e os decintilação. O número de elementos do detector varia segundo o tipo e a marca do equipamento utilizado. Os detectores ativos são posicionados ao
lado oposto da fonte de raios X dispostos em um arco ou em torno da circunferência de abertura. Os detectores capturam e convertem fótons de raios X em sinais elétricos. Quanto mais detectores por grau de arco ou
circunferência são usados a cada projeção, maior a resolução.

Escanograma – Imagem digital radiológica para se realizar o planejamentodos cortes. Pode ser de frente ou perfil,  com características iguais às dos raios X, também chamada de Imagem Piloto, Topograma ou Scout.

Feet First – Indica que os pés do paciente estão posicionados primeiro em relação ao gantry.

Filtro – Proporciona o estudo específico dos tecidos dando-lhes maiores características de evidência nas imagens.

Gantry – É o alojamento dos principais componentes do equipamento de TC, que são os tubos de raios X, detectores, motores etc., “túnel de posicionamento do paciente”.

Head First – Indica que o paciente está posicionado com a cabeça em direção ao gantry.

Incremento – É o deslocamento que a mesa realiza após um corte.

Left – Representado pela letra “L”. Indica o lado esquerdo do corpo; freqüentemente aparece nas imagens axiais.

Matriz – É composta de pixels dispostos em colunas e linhas. Quanto mais pixels (ou quanto maior o tamanho da matriz), melhor a qualidade da imagem.

Pitch – É a relação entre o deslocamento da mesa e a espessura de corte em TC helicoidal. Quanto maior esta relação menor o tempo de exame, menos exposição aos raios X e menos qualidade de imagem.

Posterior – Representado pela letra “P” nas imagens, indica a parte posterior do corpo, principalmente nas imagens axiais.

Prone – Indica que o paciente está posicionado em decúbito ventral.

Right – Representado pela letra “R” indica o lado direito do corpo; freqüentemente aparece nas imagens axiais.

Slice – É a espessura do corte adquirido, que pode ser de 0,5mm a 10mm (1cm). É o tamanho da amostra de fatia do corpo.

Supine – Indica que o paciente está posicionado em decúbito dorsal.

Voxel – elemento de volume tridimensional da imagem.

Gerações de Aparelhos de Tomografia Computadorizada

Desde a sua invenção várias gerações de equipamentos surgiram, sendo a primeira e segunda gerações com características de translação e rotação do tubo e detectores em torno do objeto estudado, tendo poucos detectores. Os aparelhos da terceira geração têm maior número de detectores, nos quais o tubo e os detectores realizam rotação em torno do objeto. Os aparelhos da quarta geração têm a coroa de detectores fixa e apenas o tubo gira em torno do paciente. A quinta geração são os aparelhos helicoidais que têm movimentos simultâneos do gantry e mesa. A sexta geração são os aparelhos multislice que, além dos movimentos simultâneos do gantry e mesa, possuem fileiras de detectores que permitem múltiplas aquisições simultâneas.

Primeira Geração:

  • Princípio de translação e rotação.
  • Feixe retilínio único.
  • Tempo de 4 a 6 minutos
  • Único detector.
  • Tomografia apenas do crânio.

Nos equipamentos de primeira geração, o método de aquisição de dados é baseado no princípio de translação e rotação, onde um único feixe de raios-X e um detector realizam um movimento de translação ao longo de linhas paralelas e lados opostos coletando dados. Então o conjunto roda em torno da estrutura anatômica em incrementos de 1º grau e outra translação ou “passagem de escaneamento” é realizada desta vez em direção oposta.

Esta operação translação – parada – rotação – translação – parada – rotação é repetida até alcançar 180º de rotação em torno da cabeça do paciente. Para produzir um corte completo do objeto requer aproximadamente de 4 até 6 minutos.

Segunda Geração:

  • Princípio de translação e rotação.
  • Pequeno feixe de raios X
  • Múltiplos detectores (30-50).
  • Tempo de 20 a 30s.

Assim como os tomógrafos de primeira geração, os equipamentos de segunda geração estão baseados no princípio de translação e rotação. Em contraste com o equipamento de primeira geração, os tomógrafos de segunda geração forneciam um feixe de raios X em forma de leque, com até 30 detectores ou mais para a aquisição de dados. Este novo desenvolvimento permite que os dados sejam adquiridos de mais de um ângulo durante uma translação. As vantagens dos equipamentos de segunda geração são óbvias. Tempo total de aquisição reduzido, borramento e artefatos de movimento respiratório são reduzidos, entretanto, a densidade e a resolução espacial ainda não apresenta grandes diferenças.

Terceira Geração

  • Princípio de rotação.
  • Rotação conjunta de tubo e detectores.
  • Feixe de raios X em leque pulsado.
  • Múltiplos detectores (260 – 520).
  • Tempo de 5 a 10s.

Os equipamentos de terceira geração têm sua geometria de aquisição de dados radicalmente modificada, com a eliminação do movimento de translação o que permite tempos de aquisição ainda menores que equipamentos de segunda geração. Nestas máquinas o tubo de raios X e um conjunto de detectores dispostos contiguamente rodam em torno do paciente. A imagem é obtida por um feixe de raios-X em leque que são reconhecidos por 200 a 600 detectores que giram sincronicamente com o tubo. Entretanto, não mais de duas rotações completas são possíveis antes que o gantry tenha sua direção revertida, visto que cabos elétricos usados para suprir o tubo de raios X, coletar dados dos detectores funcionam com mecanismos de enrolar/desenrolar. O tempo de escaneamento é de 5 a 10 segundos e os artefatos respiratórios são praticamente eliminados. Permitiu uma varredura de todo o corpo, que não era possível com os scanners antigos.

Quarta Geração:

  • Princípio de rotação
  • Rotação apenas do tubo.
  • Múltiplos detectores fixos dispostos em anel.
  • Largo feixe de raios X.
  • Tempo de 2 a 10s.

Um equipamento de quarta geração consiste em múltiplos detectores fixos que formam um anel em torno do objeto, dentro do gantry. O tubo de raios-X move-se em torno do objeto 360º, emitindo um feixe deraios X cuja geometria é descrita como de um grande leque. Cerca de 300 a 1000 detectores recolhem os dados que são gravadosdurante a rotação. O tempo de escaneamento é de 2 a 10 segundos. Os artefatos causados por movimentos peristálticos, cardíacos praticamentedeixam de ser percebidos.

Quinta Geração (Espiral/Helicoidal):

  • Rotação contínua.
  • Movimento de translação da mesa.
  • Tempo de sub-segundo na aquisição.
  • Tubo com apenas um foco.
  • Uma fileira de detectores.
  • Reconstrução instantânea.
  • Ilimitada capacidade calorífica do tubo.
  • Aumento da cobertura anatômica.
  • Exames com menos filmes.

Durante os primeiros anos da década de 1990, um novo tipo de scanner foi desenvolvido, chamado scanner de TC por volume (helicoidal/espiral). Com esse sistema, o paciente é movido de forma contínua e lenta através da abertura durante o movimento circular de 360º do tubo de raios X e dos detectores, criando um tipo de obtenção de dados helicoidal ou “em mola”. Dessa forma, um volume de tecido é examinado, e dados são coletados, em vez de cortes individuais como em outros sistemas. Os sistemas de TC por volume utilizam arranjos de detectores do tipo de terceira ou quarta geração, dependendo do fabricante específico. O desenvolvimento de anéis de deslizamento para substituir os cabos de raios X de alta tensão permite rotação contínua do tubo, necessária para varredura do tipo helicoidal. Anteriormente o movimento do tubo de raios X era restrito por cabos de alta tensão fixados, e limitado a uma rotação de 360º em uma direção compreendendo um corte, seguida por outra rotação de 360º na direção oposta, criando um segundo corte com o paciente movendo um incremento entre os cortes. O desenvolvimento de tecnologia de engenharia de anéis de deslizamento permite rotações contínuas do tubo, que, quando combinadas com o movimento do paciente cria dados de varredura do tipo helicoidal com tempos totais de varredura que são a metade ou menos daqueles de outros scanners de terceira ou quarta geração.

Sexta Geração (Multislice):

  • Rotação contínua do tubo
  • Translação da mesa.
  • Tubo com duplo foco.
  • Dupla fileira de detectores.
  • Redução do tempo de escaneamento.

No final de 1998, quatro fabricantes de TC anunciaram novos scanners multicorte, todos capazes de obter imagens de quatro cortes simultaneamente. Esses são scanners de sexta geração com capacidades helicoidais e com quatro bancos paralelos de detectores, capazes de obter quatro cortes de TC em uma rotação do tubo de raios X. Uma das vantagens desse método é a velocidade de obtenção de imagens, especialmente quando o movimento do paciente é um fator limitante. Essa obtenção mais rápida de imagens torna possíveis estudos cardiovasculares por TC, exames pediátricos ou outros casos em que são necessários tempos de exposição rápidos.

Uma segunda vantagem relacionada à velocidade de obtenção de imagens é a capacidade de adquirir um grande número de cortes finos rapidamente. Essa velocidade, por exemplo, torna possível a angiografia por TC com doses menoresdo contraste exigido; ou um exame de abdome completo por TC é possível com cortes muito finos, de 2 a 3 mm, em um tempo de exame razoavelmente curto.

Uma desvantagem dos scanners de multicorte são os custossignificativamente maiores. Há também algumas limitações quanto à tecnologia de aquisição de dados, muitas vezes, incapaz de processar o grande volume de dados que pode ser obtido por esses sistemas.

História da Tomografia

G. N. Hausnsfield

G. N. Hausnsfield

Até 1972 a única forma de registro da anatomia radiografada era através da técnica convencional. No entanto, neste método simples, há uma perda grande de informação, já que estruturas tridimensionais do corpo são registradas em filmes bidimensionais havendo superposição de todos os tecidos atravessados pelo feixe de raios-X. No filme radiográfico forma-se uma imagem que reflete o grau de interação da radiação com os tecidos expostos, os quais são representados por apenas cinco densidades: metálica, osso, partes moles, gordura e ar. Em 1972 Hounsfield descreve e põe em prática a técnica da tomografia computadorizada, a qual se fundamenta em medidas de atenuação sofridas pelos raios-X durante sua passagem pelo corpo do paciente. G. N. Hausnsfield, e A. M. Comarck, que desenvolveu as bases matemáticas para a reconstrução das imagens tomográficas, são considerados os inventores desta nova técnica. Pela técnica original a cabeça do paciente foi dividida em várias fatias, também chamada de cortes ou “slices”. Cada corte é irradiado de forma independente a partir de suas margens. A espessura de cada corte é função da colimação aplicada. Quanto mais colimado for o feixe de raios-X, mais fino será o corte.

Desde a sua invenção várias gerações de equipamentos surgiram, sendo a primeira e segunda gerações com características de translação e rotação do tubo detectores em torno do objeto estudado, tendo poucos detectores. Os aparelhos da terceira geração têm maior número de detectores, nos quais tubo e os detectores realizam rotação em torno do objeto. Os aparelhos da quarta geração têm a coroa de detectores fixa e apenas o tubo gira em torno do paciente. A quinta geração são os aparelhos Helicoidais que têm movimentos simultâneos do gantry e mesa. A sexta geração são os aparelhos multislice que, além dos movimentos simultâneos do gantry e mesa, possuem fileiras de detectores que permitem múltiplas aquisições simultâneas.