Princípios Básicos de Diagnostico Por Imagem - 1a Ed

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Princípios Básicos de Diagnóstico por Imagem

MANUAIS DE ESPECIALIZAÇÃO

PRINCÍPIOS BÁSICOS DE DIAGNÓSTICO POR IMAGEM Coordenadores Marcelo Buarque de Gusmão Funari Solange Amorim Nogueira Elaine Ferreira da Silva Elaine Gonçalves Guerra Editoras da série Renata Dejtiar Waksman Olga Guilhermina Dias Farah

Copyright © 2013 Editora Manole Ltda., por meio de contrato com a Sociedade Beneficente Israelita Brasileira Hospital

Albert Einstein (SBIBHAE). Logotipo: Copyright © Sociedade Beneficente Israelita Brasileira Albert Einstein (SBIBAE) Editor gestor: Walter Luiz Coutinho Editora: Karin Gutz Inglez Produção editorial: Cristiana Gonzaga S. Corrêa, Juliana Morais, Janicéia Pereira Projeto gráfico: Daniel Justi Editoração eletrônica: Departamento Editorial da Editora Manole Capa: Hélio de Almeida Ilustrações do miolo: Mary Yamazaki Yorado ME Diagramação e revisão: Departamento Editorial da Editora Manole

Dados Internacionais de Catalogação na Publicação (CIP) (Câmara Brasileira do Livro, SP, Brasil) Manuais de especialização : princípios básicos de diagnóstico por imagem / coordenadores Marcelo Buarque de Gusmão Funari...[et al.]. – Barueri, SP : Manole, 2013. – (Coleção manuais de especialização Albert Einstein / editoras Renata Dejtiar Waksman, Olga Guilhermina Dias Farah) Outros coordenadores: Solange Amorim Nogueira, Elaine Ferreira da Silva, Elaine Gonçalves Guerra Bibliografia. ISBN 978-85-204-3985-2 1. Radiologia médica I. Funari, Marcelo Buarque de Gusmão. II. Nogueira, Solange Amorim. III. Silva, Elaine Ferreira da. IV. Guerra, Elaine Gonçalves. V. Waksman, Renata Dejtiar. VI. Farah, Olga Guilhermina Dias. VII. Série. CDD-616.0757

12-12510

NLM-WN 110 Índices para catálogo sistemático: 1. Radiologia e diagnóstico por imagem : Bases físicas : Medicina 616.0757

Todos os direitos reservados. Nenhuma parte deste livro poderá ser reproduzida, por qualquer processo, sem a permissão expressa dos editores. É proibida a reprodução por xerox. A Editora Manole é filiada à ABDR – Associação Brasileira de Direitos Reprográficos. 1a edição – 2013 Direitos adquiridos pela: Editora Manole Ltda. Avenida Ceci, 672 – Tamboré 06460-120 – Barueri – SP – Brasil Tel.: (11) 4196-6000 – Fax: (11) 4196-6021 www.manole.com.br | [email protected] Impresso no Brasil | Printed in Brazil EstelivrocontemplaasregrasdoAcordoOrtográficodaLínguaPortuguesade1990,queentrouemvigornoBrasilem2009. São de responsabilidade dos coordenadores e autores as informações contidas nesta obra.

EDITORAS DA SÉRIE

Renata Dejtiar Waksman

Pesquisadora do Instituto Israelita de Ensino e Pesquisa Albert Einstein (IIEPAE). Médica do Departamento Materno-infantil do Hospital IsraelitaAlbertEinstein(HIAE).DoutoraemPediatriapelaFaculdadedeMedicina da Universidade de São Paulo (FMUSP). Olga Guilhermina Dias Farah

GerentedeEnsinodoIIEPAE.DoutoraemEnfermagempelaUniversidade de São Paulo (USP).

SOBRE A SÉRIE “MANUAIS DE ESPECIALIZAÇÃO”

O Instituto Israelita de Ensino e Pesquisa Albert Einstein oferece cursos de especialização lato sensu para diversas áreas da medicina, biomedicina, enfermagem, fisioterapia, psicologia, entre outras, ampliando o diferencial competitivo do Hospital no quadro das instituições de saúde de vanguarda no Brasil e no exterior. AsérieManuaisdeEspecializaçãoEinstein,destinadaagraduandose pós-graduandos, traz a experiência acumulada de profissionais e especialistas das diferentes áreas, interfaces e disciplinas que compõem seus cursos de especialização e de instituições renomadas no país.

COORDENADORES

Marcelo Buarque de Gusmão Funari

Doutor em Radiologia pela Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo (FMUSP). Gerente Médico do Departamento de Imagem do Hospital Israelita Albert Einstein (HIAE). Solange Amorim Nogueira

Especialista em Diagnóstico por Imagem pela Universidade de Santo Amaro (Unisa). Mestre em Ciências pela Universidade Federal de São Paulo(Unifesp).CoordenadoraBiomédicadoSetordeMedicinaNuclear e Imagem Molecular do HIAE. Elaine Ferreira da Silva

Biomédica e MBA em Liderança e Gestão Empresarial pela Unisa. Coordenadora do Serviço de Tomografia Computadorizada do HIAE. Professora do Curso de Pós-graduação em Imagem do HIAE.

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Elaine Gonçalves Guerra

MBA em Gestão de Negócios, Administração e Marketing pela Escola Superior de Propaganda e Marketing (ESPM). Coordenadora Biomédica do Departamento de Ressonância Magnética do HIAE.

AUTORES

Ana Claudia Camargo Miranda

EspecialistaemRadiofarmáciapeloInstitutoIsraelitadeEnsinoePesquisa Albert Einstein (IIEPAE). Mestre em Tecnologia Nuclear (Aplicações) peloInstitutodePesquisasEnergéticaseNucleares(Ipen)/ComissãoNacional de Energia Nuclear (CNEN) da Universidade de São Paulo (USP). Bruna Bonaventura Failla

Pós-graduada em Administração Hospitalar pela Anhanguera. Biomédica Plena do Serviço de Tomografia Computadorizada do Hospital Israelita Albert Einstein (HIAE). Camila dos Santos Silva

Biomédica Sênior do Serviço de Tomografia Computadorizada do HIAE.

XII MANUAIS DE ESPECIALIZAÇÃO

Elaine Ferreira da Silva

Biomédica e MBA em Liderança e Gestão Empresarial pela Universidade de Santo Amaro (Unisa). Coordenadora do Serviço de Tomografia ComputadorizadadoHIAE.ProfessoradoCursodePós-graduaçãoemImagem do HIAE. Elaine Gonçalves Guerra

MBA em Gestão de Negócios, Administração e Marketing pelaEscolaSuperior de Propaganda e Marketing (ESPM). Coordenadora Biomédica do Departamento de Ressonância Magnética do HIAE. Fábio Augusto

Biomédico Sênior do Serviço de Tomografia Computadorizada do HIAE. Fernanda Marques Abatepaulo

Pós-graduada em Administração Hospitalar pela Anhanguera. BiomédicaPlenadoServiçodeTomografiaComputadorizadadoHIAE.Professora do Curso de Pós-graduação em Imagem do HIAE. Fernanda Silva Magão

Biomédica Sênior do Departamento de Ressonância Magnética do HIAE. Joyce Prado de Oliveira Moura

Biomédica Sênior do Departamento de Ressonância Magnética do HIAE. Liana Guerra Sanches da Rocha

Mestre em Ciências pelo Instituto de Psicologia (Neurociências e Comportamento) da USP. Biomédica Sênior do Departamento de Ressonância Magnética do HIAE.

XIII PRINCÍPIOS BÁSICOS DE DIAGNÓSTICO POR IMAGEM

Marycel Rosa Felisa Figols de Barboza

Mestre em Ciências pela USP. Radiofarmacêutica do Setor de Medicina Nuclear do HIAE. Renato Dimenstein

Especialista em Física Médica pela Associação Brasileira de Física Médica (ABFM). Mestre em Ciências pela Universidade Federal de São Paulo (Unifesp). Solange Amorim Nogueira

Especialista em Diagnóstico por Imagem pela Unisa. Mestre em Ciências pela Unifesp. Coordenadora Biomédica do Setor de Medicina Nuclear e Imagem Molecular do HIAE. Wanderlir Alves Farias

Biomédica Sênior do Departamento de Ressonância Magnética do HIAE.

SUMÁRIO

Carta do Presidente . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . XVII Palavra do Vice-presidente . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .XIX Apresentação . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .XXI Prefácio . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . XXIII Seção 1 . Medicina Nuclear . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .1 Capítulo 1 . Capítulo 2 . Capítulo 3 . Capítulo 4 . Capítulo 5 .

Conceitos básicos de física das radiações . . . . . . . . . . . . .3 Proteção radiológica em medicina nuclear . . . . . . . . . . . . 17 Instrumentação e formação da imagem . . . . . . . . . . . . . 31 Controle de qualidade das gama-câmaras . . . . . . . . . . . . 49 PET/CT: física, instrumentação e processamento de imagens . . . 55

Capítulo 6 .

Fundamentos de radiofarmácia . . . . . . . . . . . . . . . . . . 67

Seção 2 .Tomografia Computadorizada . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 85 Capítulo 7 . Capítulo 8 .

Princípios físicos da tomografia computadorizada . . . . . . . . Parâmetros de aquisição e reconstrução das imagens . . . . .

. 87 107

MANUAIS DE ESPECIALIZAÇÃO XVI

Capítulo 9 . Aspectos de radioproteção em tomografia computadorizada . . 125 Capítulo 10 . Sistemas de injeção e meios de contraste . . . . . . . . . 145 Capítulo 11 . Contraindicações e reações adversas ao meio de contraste iodado . . . . . . . . . . . . . . . 157 Capítulo 12 . Pós-processamento de imagens . . . . . . . . . . . . . 175 Seção 3 . Ressonância Magnética . . . . . . . . . . . . . . . . . . 187 Capítulo 13 . Princípios físicos da ressonância magnética . . . . . . . 189 Capítulo 14 . Segurança em ressonância magnética . . . . . . . . . . . 215 Capítulo 15 . Sistema de injeção e meio de contraste . . . . . . . . . . . 229 Capítulo 16 . Contraindicações e reações adversas ao meio de contraste . . . 241 Capítulo 17 . Parâmetros de aquisição e reconstrução das imagens de ressonância magnética . . . . . . . . . . . 247 Índice Remissivo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 257

CARTA DO PRESIDENTE

O início da atuação dos profissionais de biomedicina no Hospital Israelita Albert Einstein (HIAE) remonta aos primórdios da nossa instituição. Os biomédicos habilitados em diagnóstico por imagem estão conosco desde a inauguração do Setor de Medicina Nuclear, em 1979. De lá para cá, a medicina evoluiu muito, nossos serviços foram ampliados e esses profissionaispassaramaatuartambémnosSetoresdeRessonânciaMagnética e Tomografia Computadorizada. A justificativa para optar pelos biomédicos para estruturar esses serviços decorre da formação desses profissionais, que lhes permite obter uma visão estratégica de todo o processo de diagnóstico e acompanhar o enormeavançotecnológicopeloqualessaáreadamedicinatempassado nos últimos anos. O pioneirismo do HIAE em colocar profissionais altamente técnicos e capacitados para a realização dos mais variados exames que compõem o universo do diagnóstico por imagem mostra uma preocupação recorrente com a qualidade dos serviços oferecidos. Mais do que isso, demonstra

XVIII MANUAIS DE ESPECIALIZAÇÃO

que ter uma equipe multiprofissional qualificada é condição essencial para garantir aos médicos e pacientes uma medicina de ponta, praticada nas melhores instituições de saúde do mundo. Ao estruturar um curso de especialização em diagnóstico por imagem voltado para biomédicos e ao lançar um manual baseado nesse curso, o HIAE aproxima teoria e prática, cumprindo, assim, a missão de gerar e propagar conhecimento em saúde para o maior número possível de pessoas – missão que se renova a cada aluno formado em um dos nossos cursos técnicos, de graduação, especialização lato sensu ou residência médica, além dos inúmeros congressos e simpósios organizados ao longo do ano. Portanto, é com grande satisfação que oferecemos este manual, com a expectativa de que ele contribua muito para o seu aprimoramento profissional. Claudio Luiz Lottenberg Presidente da Sociedade Beneficente Israelita Brasileira Albert Einstein

PALAVRA DO VICE-PRESIDENTE

O parque de imagem do Hospital Israelita Albert Einstein é um dos mais modernos do mundo, o que permite a realização de diagnósticos mais precisos, contribui para a terapêutica e viabiliza a intervenção guiada por imagem, a qual constitui uma forte tendência, muitas vezes, substituindo procedimentos de elevado custo, invasivos e com mais efeitos adversos. A equipe de médicos especializados em imagem não apenas é diferenciada e altamente capacitada, como também inova ao interagir todo o tempo com o corpo clínico, a fim de verdadeiramente beneficiar o paciente. Nada disso seria possível sem uma forte infraestrutura por trás de tudo, incluindo instalações, procedimentos de segurança, fluxo e, acima de tudo, o precioso grupo de técnicos especializados, que atua quase como em um backstage de cinema e teatro. Eles aparecem pouco para o público usuário dos serviços, tanto pacientes quanto médicos, mas, sem sua participação, nada seria possível.

[email protected] Produtos: http://lista.mercadolivre.com.br/_CustId_161477952 XX MANUAIS DE ESPECIALIZAÇÃO

A biomedicina é uma dessas áreas fundamentais. O conhecimento e a aplicação de seus principais conceitos são de grande importância; é por isso que é tema de um dos mais relevantes cursos de especialização oferecidos pela nossa sociedade. Dentro do propósito desta coleção, Manuais de Especialização Einstein, o tema ainda foi escolhido para ser abordado em livro, com a finalidade de não apenas servir como instrumento pedagógico para o curso, mas permitir amplificar o seu alcance, colaborando para uma prática eficaz de todos aqueles que trabalham na área. Assim, a obra explana os conceitos de medicina nuclear, desde os princípios físicos de radiação, a instrumentação e o processamento de imagensatéocontroledequalidadeeosfundamentosderadiofarmácia. De maneira similar, aborda, também, os principais conceitos envolvidos em tomografia e ressonância magnética. Graças à elevada competência de seus coordenadores e de todos seus autores, cremos que este livro poderá aspirar com sucesso a um lugar na estantedetodosaquelesquesededicamaessaimportanteespecialidade de cuidados médicos. Cláudio Schvartsman Vice-presidente da Sociedade Beneficente Israelita Brasileira Albert Einstein

APRESENTAÇÃO

A utilização dos exames de imagem tem impacto em diferentes fases da cadeia da saúde: prevenção, diagnóstico, prognóstico e avaliação terapêutica. Na última década, observamos um grande crescimento do setor de diagnóstico por imagem e a incorporação de novas tecnologias. A tomografia computadorizada, com a utilização dos equipamentos multislice, passou a ser útil nos estudos dos vasos, do sistema musculoesquelético e da cardiologia. A medicina nuclear, com os equipamentos de PET/CT e SPECT/CT, avançou no campo da imagem molecular, permitindo a detecção cada vez mais precoce das doenças e a avaliação da eficiência das terapias. A introdução de exames funcionais de ressonância magnética, por sua vez, permitiu avanços nos estudos de neuroimagem. ComooHospitalIsraelitaAlbertEinsteinéreconhecidopelautilização de tecnologia de ponta e com o constante crescimento do Departamento de Imagem, a busca por profissionais graduados e capacitados para atuar na operação desses equipamentos nos motivou a criar um curso que pu-

XXII


desse formar profissionais biomédicos que atendessem às nossas necessidades. Assim, o Instituto Israelita de Ensino e Pesquisa Albert Einstein (IIEPAE) lançou o curso de especialização lato sensu de Biomedicina no Diagnóstico por Imagem em 2008. O curso tem como objetivo capacitar e preparar os biomédicos para os setores de medicina nuclear, ressonância magnética e tomografia computadorizada, proporcionando-lhes um amplo conhecimento sobre as técnicas utilizadas em cada uma das áreas. Este manual destina-se a orientar o aluno em relação aos conceitos básicosdametodologiaeinstrumentaçãodecadaumadasmodalidades. A obra está dividida em três seções com capítulos que representam os assuntos mais importantes para embasar as técnicas de realização dos exames. A estratégia utilizada para descrever cada tópico faz deste manual um livro de fácil compreensão e imprescindível tanto para os alunos do ciclo básico de graduação como para aqueles da pós-graduação em Diagnóstico por Imagem. Solange Amorim Nogueira Coordenadora do Curso de Biomedicina no Diagnóstico por Imagem do Instituto Israelita de Ensino e Pesquisa Albert Einstein

PREFÁCIO

Desde que comecei a atuar na tomografia computadorizada em 1979 e, depois, em 1986, na ressonância magnética no Hospital Israelita Albert Einstein (HIAE), na posição privilegiada de neurorradiologista, neurologista, psiquiatra e cobaia-voluntário nas máquinas de novas metodologias diagnósticas com suas constantes atualizações – com preocupação perene com a segurança e a boa interação com os pacientes e entre os funcionários, além da preocupação com a performance de diversos serviços –, sempre ansiamos por um manual como este. O compromisso contínuo do HIAE com o gerenciamento de qualidade fomentou a descrição das rotinas – crítica por parte de todos nós funcionários – com aprimoramentos e correções, baseadas em verificações de maior eficácia para o desempenho e o conforto dos pacientes. Embora a publicação do manual de Princípios básicos de diagnóstico por imagem reflita apenas um corte transversal no contínuo aprimoramento da forma como o trabalho deste profissional deve ser, sabemos que ela resulta do sincretismo da nossa experiência de 33 anos e de mui-

XXIV MANUAIS DE ESPECIALIZAÇÃO

tas ideias incorporadas por meio de leitura e visitas. Há 22 anos, vários dos nossos serviços foram reunidos em um Departamento de Imagem, visando ao crescimento dessa especialização no hospital. Temos, hoje, residência em radiologia, pós-graduação em biomedicina e faculdade de enfermagem com qualificação especial, além de grande participação na pesquisa fomentada pelo Instituto Israelita de Ensino e Pesquisa Albert Einstein (IIEPAE). Esperamos que este manual possa contribuir para o leitor como ponto de partida para o estabelecimento de rotinas ou com novas sugestões para a modificação daquelas que vêm sendo empregadas atualmente, com o intuito de se realizar um trabalho mais eficiente, mais eficaz, menos acidentado e mais prazeroso. Quandoseabandonaaimprovisaçãoeasrotinastestadaseestabelecidas por estudos confiáveis são empregadas, a criatividade fica livre para o aprimoramento ou para outras realizações. Esta é a motivação básica do manual dos coordenadores Solange Amorim Nogueira, Elaine Ferreira da Silva, Elaine Gonçalves Guerra e Marcelo Buarque de Gusmão Funari do Departamento de Imagem do HIAE de São Paulo. João Radvany Especialista em Neuropsiquiatria e Neuroimagem e Médico Radiologista do Departamento de Imagem do Hospital Israelita Albert Einstein

SEÇÃO 1

MEDICINA NUCLEAR

1 CONCEITOS BÁSICOS DE FÍSICA DAS RADIAÇÕES Solange Amorim Nogueira Renato Dimenstein

INTRODUÇÃO A Medicina Nuclear surgiu no pós-guerra, a partir da utilização dos reatoresnuclearesparaaobtençãodeisótoposradioativosparapesquisa.Esses isótopos passaram a ser de grande interesse para o estudo dos processos fisiológicos. A primeira aplicação do iodo radioativo ( 131I) ocorreu em 1946. O sucesso da utilização dessa dose ministrada por Seidin para o tratamento de um carcinoma metastático de tireoide foi o marco para o surgimento dessa nova especialidade médica.1 NoHospitalIsraelitaAlbertEinstein(HIAE),essamodalidadefoiadota-

da em 1979, graças ao espírito visionário de Josef Feher e à determinação de Anneliese Fischer Thom, que já nessa década escolheu o profissional biomédico para padronização das rotinas e realização dos exames. 1 Este capítulo objetiva fundamentar os conceitos de física das radiações de forma a contextualizar e orientar os biomédicos nos princípios

4 MANUAIS DE ESPECIALIZAÇÃO

da metodologia dos exames e das normas de biossegurança que serão discutidos nos próximos capítulos. FÍSICA DAS RADIAÇÕES O princípio básico da Medicina Nuclear é a utilização das radiações nucleares para fins diagnósticos e terapêuticos. A compreensão desses fenômenospermiteentenderaformaçãodaimagemeoscuidadosaserem tomados para a proteção dos pacientes e dos funcionários. Toda matéria é constituída de moléculas, que, por sua vez, são a menor parte da matéria que ainda mantém suas características. Cada molécula é composta por agrupamentos de diferentes átomos.1-3 Existem mais de 100 tipos de átomos conhecidos, sendo alguns obtidos diretamente na natureza (p.ex.: oxigênio, hidrogênio e mercúrio) e outros produzidos pelo homem. Na Figura 1, os elementos estáveis estão representados nas caixas brancas, e os que são encontrados apenas no estado radioativo, nas caixas cinzas.2,3

Estrutura do átomo O modelo atômico conhecido atualmente foi proposto por Ernest Rutherford, que descreveu o átomo como um sistema solar, com um núcleo positivo envolto em uma nuvem de elétrons que descrevem um movimento de rotação ao seu redor (Figura 2).3

FIGURA 1 Tabela periódica .

PRINCÍPIOS BÁSICOS DE DIAGNÓSTICO POR IMAGEM

Núcleo

Elétrons Sistemasolar

ÁtomodeRutherford

FIGURA 2 Modelo atômico .

Nessarepresentação,onúcleoécompostoporprótons,partículascom cargaelétricapositiva,epornêutrons,partículassemcargaeligeiramente maiores que os prótons. Os elétrons são partículas de carga negativa cerca de 2.000 vezes menores que os prótons. A Tabela 1 apresenta as propriedades básicas de cada uma dessas partículas.2,3 No modelo atômico proposto por Bohr, os elétrons estão dispostos em órbitas com diferentes níveis de energia. A camada mais interna (K) é o nível com maior energia. Essa energia vai diminuindo progressivamente nas camadas subsequentes (L, M, N...). O número máximo de elétrons na camada K é 2, na L é 8, na M é 18 e na N é 32, exceto na órbita mais externa, cujo número é de 8 elétrons (Figura 3). 2 Se o número de elétrons for igual ao de prótons, o átomo é eletricamente neutro. Sendo assim, de acordo com a lei de Coulomb, os elétrons TABELA 1 Propriedades básicas das subpartículas do átomo Partículas Próton

Carga elétrica 1

Nêutron

0

Elétron

-1

Massa (kg) 1,6725 10-27 1,6748 9,1091

Energia (MeV) 0,511

10

-27

938,2

10

-31

939,5

5

6


N

M L K

Núcleo 19 prótons

FIGURA 3 Representação esquemática do átomo de potássio com 19 prótons e 19 elétrons orbitais .

se mantêm em órbita graças à força de atração exercida pela carga positiva do núcleo.2

Representação do átomo de um elemento O número total de prótons é chamado de número atômico (Z), e o número total de núcleons, soma de prótons e nêutrons, é conhecido como número de massa (A). Portanto, a diferença entre A e Z é igual ao número de nêutrons. Assim, podemos representar o átomo de um elemento X conforme a Figura 4.1-3 Onúmeroatômico(Z)caracterizaumelementoquímico;onúmerode massa (A) pode variar em função da alteração do número de nêutrons. Os átomos que possuem o mesmo Z são denominados isótopos, e têm as mesmas propriedades químicas, porém propriedades físicas diferentes. Por exemplo: o hidrogênio possui três isótopos: hidrogênio (11H), deutério (21H) e trício (31H), e desses, apenas o trício é radioativo (Figura 5).1,4


Número de massa (Z + N) Elemento

Número atômico (número de prótons)

Número de nêutrons

FIGURA 4 Representação do átomo .

Hidrogênio

Deutério

Trício

1 próton

próton 11nêutron

próton 21nêutrons

FIGURA 5 Isótopos do hidrogênio .

RADIOATIVIDADE Além do número atômico (Z), cada isótopo ou átomo tem uma quantidade de energia de ligação característica. A quantidade de energia contida no núcleo de determinado átomo pode ser maior do que a necessária para a sua existência, o que o torna instável. Nessa condição, ele tende a

eliminar o excesso de energia emitindo radiação. Os isótopos que sofrem esse tipo de transformação são os radioisótopos. As emissões nucleares quepromovemodecaimentopodemserdecaracterísticacorpusculare/ou deondaseletromagnéticas(Figura6).2 Asradiaçõescorpuscularessãopartículasemitidaspelonúcleocujasmassaecargapodemvariar.Essasradiaçõespodemseralfa(〈 )oubeta().

7

8


A emissão alfa é uma partícula grande constituída de dois prótons e doisnêutrons,característicadonúcleodohélio.Elapossuicargapositiva, grande energia e baixo poder de penetração. Um exemplo do decaimento 〈 é a transformação do urânio (nuclídeo-pai) no tório (nuclídeo-filho):1-3 238

234 92

U 

90

Th + 42He

A partícula beta é menor que a alfa, apresenta maior poder de penetração, massa igual à do elétron e pode ser emitida como carga negativa ou positiva,dependendodascaracterísticasdonúcleodoátomodesrcem. 1-3 Para atingir a estabilidade, um núcleo rico em nêutrons transforma um nêutron em próton, que fica no núcleo, e ejeta um elétron (partícula −).1-3 Por exemplo: 60 27

Co 

60 28

Ni + −

Núcleos Estáveis Com excesso de energia (radioativo) Emissão de radiação

Ondas eletromagnéticas Raios

Núcleo estável

FIGURA 6 Radioatividade .


O núcleo rico em próton, por sua vez, para chegar à estabilidade, transformaumprótonemnêutron,queficanonúcleo,eejetaumelétron positivo ou pósitron (partícula +).1-3 Por exemplo: 30

P

15



30 14

Si + +

Aradiaçãoeletromagnéticaocorreemformadeondas,semcargaesem massa, que se propagam com a velocidade da luz (c), igual a 3 10 8m/s. No espectro das emissões eletromagnéticas estão a luz visível, a radiação ultravioleta,osraiosXearadiaçãogama(),sendoosdoisúltimosutilizados para formar imagens médicas.1-3 Os raios gama são srcinários de transformações ocorridas no núcleo de átomos com excesso de energia. Eles diferem dos raios X, que têm srcem em transições eletrônicas e diferentes frequências. 1-4 A energia (E) de uma onda eletromagnética é proporcional à sua frequência (f); é representada pela equação E = hf, em que h é a constante de Plank, que equivale a 6,63 10 -34 J/s. A energia dos raios gama é expressa como elétron-volt e suas frações, como keV (quiloelétron-volt – 103 eV) e MeV (megaelétron-volt – 106 eV).1-3 Portanto, para que um radioisótopo chegue à estabilidade, ele deve liberar radiação espontaneamente; a esse fenômeno se dá o nome de decaimento radioativo. O decaimento radioativo é descrito pela equação N 1= N0e- t, na qual: N1=númerodeátomosnaamostrafinal;N0=númerodeátomosnaamostra inicial; e = número de Euler (base dos logaritmos naturais = 2,718);  = constante de decaimento (probabilidade do radioisótopo decair em um período de tempo); t = tempo. A unidade que representa a atividade da amostra é o bequerel (Bq), que corresponde auma desintegração porsegundo. Também é muito co-

9


mum representar a atividade da amostra com a unidade curie (Ci), que corresponde a 3,7 10 10 Bq.1-4 Assim, tem-se que para cálculo da atividade A1= A0e- t. Quando A1= A0/2, então  = 0,693/T1/2, em que T1/2corresponde à meia-vida do radioisótopo, ou seja, ao tempo necessário para que a atividade de uma amostra seja reduzida à metade do seu valor inicial, e que possa ser expressa pela equação T1/2 = 0,693/ .1-3 A curva de decaimento está representada na Figura 7. O decaimento radioativo pode ser de diversos tipos: • transmutação: ocorre quando o radionuclídeo emite uma partícula e

se transforma em outro nuclídeo. São exemplos desse tipo de decaimento as emissões de partículas alfa e beta;1-3 • transição isomérica (TI): um radionuclídeo metaestável emite apenas a radiação gama, e sendo assim os nuclídeos filho diferem do pai apenas por possuírem menos energia. Um exemplo desse tipo de decaimento é a transformação do tecnécio metaestável, que tem meia-vida de 6 horas;1-3 99m

Tc 

43

99 43

Tc +  (140 keV)

DECAIMENTO RADIOATIVO

100,0 i) C m ( e d a id v ti A

80,0 60,0 40,0 20,0 0,0 T0

T1/2

T1/4

T1/8

T1/16

T1/32

T1/64 T1 /128

Tempo

FIGURA 7 Decaimento radioativo de um átomo qualquer em função do tempo .

11 PRINCÍPIOS BÁSICOS DE DIAGNÓSTICO POR IMAGEM

• captura de elétrons (CE): um núcleo rico em prótons captura um elé-

tron,normalmentedacamadaK(maisinterna),formandoumnêutron e, assim, reduzindo a carga do átomo. Como um elétron é retirado da eletrosfera, um elétron da camada mais próxima ocupa o seu lugar, 1-3

emitindo uma radiação característica. Muitas vezes, o radionuclídeo proveniente da CE passa por um estado metaestável.Nessacondição,eleemiteumaradiaçãogama(transformação conhecida por CE,).1-3 67 67 31Ga  30 Zn + (CE,) ATabela2apresentaascaracterísticasdealgunsradioisótoposutilizados na Medicina Nuclear. Emresumo,odecaimentoradioativopodeocorrerconformeaFigura8. INTERAÇÃO DA RADIAÇÃO COM A MATÉRIA Ao interagirem com o meio material, as emissões radioativas transferem sua energia para este, causando ionizações. Essa interação vai depender da energia envolvida e do poder de penetração da emissão (Figura 9). Dessa forma, a partícula alfa, por ser grande, possui baixo poder de TABELA 2 Características dos radioisótopos Elemento

Radioisótopo

Flúor Gálio

18

Tálio

121

Tecnécio

99m

Tc

Iodo

I

F Ga

Emissão nuclear e tipo de Energia do fóton Meia-vida  ( eV) decaimento

+, CE,

511 109 min 93; 184; 296; 388 78 h

CE,

81; 135; 167

73 h

TI,

140

6h

123

CE,

159

13 h

131

−,

364

8 dias

67

Tl

I


Núcleo instável -

+

Captura de elétron

Emissão

+

Número atômico diminui

Transição isomérica

Emissão γ

Emissão -

Número atômico permanece igual Número atômico aumenta

Núcleos instáveis

FIGURA 8 Representação esquemática do decaimento radioativo .

Partícula alfa

Partícula beta

Radiação gama

Pap el

Vid ro

Chu mbo

FIGURA 9 Poder de penetração de cada emissão e o material utilizado para frear cada uma delas .


penetração, sendo facilmente freada; porém, sua interação com tecidos vivos causa destruição celular.1-4 Apartículabeta,devidoaoseutamanho,temmaiorpoderdepenetração do que a partícula alfa, e seu poder de destruir tecidos vivos também é grande. Por esse motivo, essas partículas são utilizadas para terapia com radioisótopos.1-4 Já a radiação gama tem um grande poder de penetração. Uma vez no meio, essa radiação tem como principais formas de interação a absorção e o espalhamento, eventos que podem ser convertidos em imagem.1-4 Efeito fotoelétrico é o mecanismo pelo qual a energia do fóton incidente é totalmente absorvida pelo átomo, arrancando um elétron de sua órbita. Esse tipo de efeito é fundamental para a detecção da radiação gama, permitindo a formação de imagem. Esse elétron ejetado recebe o nome de fotoelétron. Quando outro elétron ocupa o lugar do elétron ejetado, tem-se a emissão de radiação característica (Figura 10). Esse mecanismo prevalece para baixas faixas de energia.1-4

Fotoelétron Fóton incidente FIGURA 10 Efeito fotoelétrico .


Efeito Compton é o efeito em que o fóton incidente, para arrancar um elétron, perde parte da sua energia inicial. O restante da energia é espalhada e continua se propagando pelo meio. Esse espalhamento faz com que surjam fótons com diversas energias e direções. Devido a isso, esse efeito é o principal responsável pela degradação das imagens de Medicina Nuclear. O efeito Compton é predominante para fótons de média energia (Figura 11).1-4 Formação de pares é um efeito predominante para os fótons de energia superior a 1,2 MeV (alta energia). Esses fótons interagem com o núcleo do átomo, liberando um elétron e um pósitron. O pósitron, uma vez no meio, encontra um elétron e sofre aniquilação, liberando dois fótons de energia de 511 keV que caminham em direções opostas, formando um ângulo de 180° (Figura 12). Portanto, a aniquilação do pósitron é a conversão da massa das duas partículas em energia, fenômeno descrito por Einstein na equação E = m c 2; em que E = energia; m = massa; c = velocidade da luz.1-4

Fóton incidente

Fóton de espalhamento

FIGURA 11 Efeito Compton .

PRINCÍPIOS BÁSICOS DE DIAGNÓSTICO POR IMAGEM 15

e-

511 keV Fóton incidente 1,02 MeV

e+

Aniquilação E=m c 2 511 keV

FIGURA 12 Formação de pares .

REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS 1. ThomAF,SmanioPEP.Medicinanuclearemcardiologia:dametodologiaàclínica.São Paulo: Ateneu, 2007. p.11-21. 2. Powsner RA, Powsner ER. Essential nuclear medicine physics. 2.ed. Massachusetts: Blackwell Publishing, 2006. p.1-19. 3. Thrall JH, Ziessman HA. Princípios básicos. Medicina nuclear. 2.ed. Rio de Janeiro: Guanabara Koogan, 2003. p.3-15. 4. Castro Jr A, Rossi G, Dimenstein R. Guia prático em medicina nuclear: a instrumentação. São Paulo: Senac, 2000. p.15-31.

2 PROTEÇÃO RADIOLÓGICA EM MEDICINA NUCLEAR Solange Amorim Nogueira Renato Dimenstein

INTRODUÇÃO Preconiza-se que medidas de segurança garantam que as doses de radiação recebidas por pacientes e trabalhadores sejam as menores possíveis, para minimizar a probabilidade da ocorrência de efeitos deletérios, bem como evitar riscos de contaminação no meio ambiente. Com a finalidade de controlar o uso seguro das radiações ionizantes, as normas de radioproteção foram estabelecidas no Brasil pela Comissão Nacional de Energia Nuclear (CNEN). Os requisitos básicos de proteção radiológica para as pessoas em relação à exposição à radiação ionizante e ao uso de radioisótopos na Medicina Nuclear estão descritos nas normas

CNEN-NN-3.01 e 3.05. Para que as normas de radioproteção possam ser compreendidas e aplicadas na área médica, é importante que sejam diferenciados os conceitos de exposição e dose de radiação. Este capítulo fundamentaasgrandezaseunidadesdeproteçãoradiológica,bemcomo as normas de segurança.1,2


GRANDEZAS E UNIDADES A primeira unidade a ser conhecida pelos estudantes de Medicina Nuclear é a atividade radioativa, que representa o número de desintegrações de uma amostra radioativa por unidade de tempo e o montante de radiaçãoqueseráadministradaaopaciente.Essasdesintegraçõesocorrem

por umdesequilíbrio entre o número denêutrons e de prótonsdentro do núcleo,podendo,portanto,ocorreraemissãodefótonse/oupartículas.3 Outroconceitodegrandeimportânciaéodeexposiçãoàradiação,que édefinidocomoaquantidadedefótonsderaiosXouraiosgamaqueatravessam o ar e produzem pares de íons. Em Medicina Nuclear, é comum expressar a quantidade de exposição em função do tempo, ou seja, a taxa de exposição. A unidade estabelecida para exposição (X) pelo Sistema Internacional é o coulomb por quilograma (C/kg) de ar. A unidade antiga e mais conhecida é o roentgen (R), em homenagem ao descobridor dos raios X. Na Tabela 1, estão indicadas as grandezas, as unidades e suas equivalências numéricas. TABELA 1 Tabela de equivalência das grandezas Grandezas Unidade antiga Unidade atual

Relação entre as unidades

Exposição (X) Dose absorvida (D)

R rad

C/kg Gray (Gy)

1 R = 2,58 10 -4 C/kg 1 rad = 10-2 Gy

Dose equivalente (H)

rem

Sievert (Sv)

1 rem = 10 -2 Sv

Atividade (A)

Ci

Becquerel (Bq)

1 Ci = 37

Dose efetiva (E)

rem

Sievert (Sv)

1 rem = 10 -2 Sv

10 10 Bq

A taxa de exposição será, portanto, expressa como a unidade de exposiçãoporumaunidadedetempo,ouseja,R/houossubmúltiplosmilirroentgenporhora(mR/h),R/min,etc.Osvaloresdetaxadeexposiçãoem mR/h são os mais utilizados em termos de proteção radiológica e podem ser obtidos com um detector de radiação a gás do tipo Geiger-Müller. Em


umasituaçãopráticaeusualcomradioisótopos,suponha-sequeaumadistância de 100 cm de um paciente que tenha recebido uma injeção de um radiofármaco (fonte radioativa), a taxa de exposição seja de 10 mR/h. Assim, se um funcionário da Medicina Nuclear permanecer durante 10 minutos a essa distância, receberá uma exposição de 1,6 mR. Ainda que não seja possível realizar comparações precisas entre exposição de radiação gama e de raios X, por causa de diferenças de energias, menciona-se, apenas como ilustração, que a exposição de entrada na pele de uma paciente submetida a um exame de mamografia é superior a 1.000 mR por incidência.3 Em relação à dose, há três conceitos importantes, a dose absorvida (D), a dose equivalente (H) e a dose efetiva (E). A dose absorvida (D) de radiação corresponde à “deposição de energia da radiação no órgão exposto”. Suas unidades de medida são o gray (Gy) e seus submúltiplos. A dose de radiação dependerá da energia do radioisótopo, da T1/2, da atividaderadioativa,dotempodepermanênciadoradioisótoponoórgão,etc. Por exemplo, em um exame de cintilografia de perfusão miocárdica em repouso e esforço com MIBI-99mTc, os pacientes recebem uma atividade radioativa de 30 mCi, cujo valor estimado da dose absorvida na vesícula, p.ex., é 40 mGy. Quando é considerada a somatória da dose no corpo inteiro do paciente, é chamada de dose efetiva (E). No exemplo anterior, o valor da dose efetiva (E) do paciente será de 9 mSv. Se for utilizado Tálio-201 para esses exames, a dose efetiva (E) será de 15 mSv. 3,4 O conceito de dose equivalente (H) também corresponde à somatória de dose de radiação para o corpo inteiro, de todos os órgãos expostos, sendo expressa em sievert (Sv), e utilizada como unidade de medida de radiação para trabalhadores. No Sistema Internacional, é referida como unidade de joule por quilograma (J/kg). A equivalência para conversão dessas unidades pode ser vista na Tabela 1. Ainda que existam relações numéricas entre as unidades de proteção, os conceitos de exposição (X), dose absorvida (D) e dose equivalente (H) são diferentes.3,4


A dose equivalente (H) é utilizada para monitorar todos os profissionais expostos a radiações ionizantes (na área da saúde, médicos, técnicos efuncionáriosdeenfermagem).Paraessamedida,utilizam-sedosímetros termoluminescentes (TLD), que são pastilhas de fluoreto de lítio (LiF) ou sulfato de cálcio (CaSO4). Os dosímetros são de uso individual, devendo ser afixados na altura do tórax. Para os procedimentos de manipulação de substâncias radioativas, recomendam-se dosímetros de pulseira ou de anel. Nas situações em que são empregados aventais de chumbo, o TLD deve ser usado por cima do avental de proteção.3 Os valores de dose equivalente para os diversos procedimentos de diagnósticos que utilizam radiação ionizante variam de acordo com o número de exames, as técnicas dos exames e as condições de radioproteção, entre outros fatores. Considerando-se, por exemplo, um médico cardiologista que realiza o teste ergométrico com MIBI-99mTc, tem-se que, para uma carga de trabalho de 200 pacientes, ele receberá uma dose equivalente entre 0,3 e 0,5 mSv/mês.3 NORMAS DE PROTEÇÃO RADIOLÓGICA As normas de proteção radiológica são baseadas em uma filosofia referida como ALARA, acrônimo para a expressão “ as low as reasonably achievable”, que pode ser traduzida como “tão baixo quanto possivelmente exequível”. A norma da CNEN 3.01, seguindo essa filosofia, estabelece três requisitos básicos de radioproteção: justificação, otimização e limitação. No princípio da justificação, qualquer atividade em que exista

exposição à radiação ionizante deve levar a um benefício para os indivíduos expostos ou para a sociedade suficiente para superar o detrimento correspondente. Além disso, as exposições às radiações ionizantes devem manter o nível de radiação o mais baixo quanto razoavelmente possível, caracterizando o princípio da otimização de dose. Finalmente, as doses de radiação dos trabalhadores e do público não devem ser superiores aos limites estabelecidos pelas normas de radioproteção dos


órgãos normativos de cada país. De acordo com a CNEN, os limites de doses anuais (considerando um período de janeiro a dezembro de cada ano) são apresentados na Tabela 2.1,3,4 RECOMENDAÇÕES DE PROTEÇÃO RADIOLÓGICA As normas de radioproteção estabelecem as condições necessárias para queasatividadesoperacionaisqueempregamtécnicasradioativassejam adotadasembenefíciodasociedade,tendotambémemcontaaproteção dos trabalhadores, do público, dos pacientes e do meio ambiente. Para tanto, algumas recomendações devem ser atendidas pelos serviços de Medicina Nuclear: • todo serviço deve ter um supervisor de proteção radiológica, creden-

ciado pela CNEN; • o acesso para as áreas de Medicina Nuclear é restrito, e essas áreas devem estar adequadamente sinalizadas; • os profissionais de Medicina Nuclear devem estar instruídos sobre todos os procedimentos que visem à proteção radiológica individual, dos pacientes e do ambiente;

TABELA 2 Limites de dose equivalente (H) anuais estabelecidos pela CNEN-NN-3 .01 Grandeza Dose efetiva (E)

Órgão Corpo inteiro

Trabalhador 20 mSv*

Público 1 mSv**

Dose equivalente (H)

Cristalino

150 mSv

15 mSv

Pele***

500 mSv

50 mSv

Mãos e pés

500 mSv

* Média ponderada em 5 anos consecutivos, desde que não exceda 50 mSv em qualquer ano . ** Em circunstâncias especiais, a CNEN poderá autorizar um valor de dose efetiva de até 5 mSv em 1 ano, desde que a dose efetiva média em um período de 5 anos consecutivos não exceda 1 mSv/ano . *** Valor médio em 1 cm2 de área, na região mais irradiada .

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os profissionais que operam em uma unidade de Medicina Nuclear devem ser monitorados com um dosímetro TLD individual, afixado na altura do tórax (Figura 1); • todos os procedimentos de manipulação de radioisótopos, como eluição do gerador de 99mTc, marcação dos radiofármacos e prepa•

ro das doses devem ser feitospara em laboratório chamado de radioativas, “radiofarmácia hospitalar”; otimizaçãoespecífico, da segurança radiológica, a manipulação de soluções radioativas deve ser realizada em capelas blindadas com chumbo (Figura 2);

A B

FIGURA 1 Utilização dos dosímetros . A: Dosímetro de punho; B: posicionamento do dosímetro de TLD na rotina; C: posicionamento do dosímetro

C

com o avental de chumbo . Fonte: Hospital Israelita Albert Einstein (HIAE) .


A

B

C FIGURA 2 A: Vista do laboratório com forrações, fluxo laminar e exaustão por manipulação do 131 I; B: manipulação no fluxo laminar; C: administração do radiofármaco . Fonte: HIAE .

• as superfícies do laboratório de manipulação radioativa devem ser

forradascompapelabsorventeeplástico,paraevitaracontaminação; • a radiofarmácia deve possuir um sistema de exaustão de ar para manipulação de soluções voláteis; • a manipulação de radioisótopos deve sempre ser feita com luvas descartáveis, inclusive durante a administração dos radiofármacos;

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• asluvassomentedevemserusadasparamanipularomaterialradioati-

vo.Éexpressamenteproibidomanipularmaçanetasdeportas,torneira, interruptores de luz, móveis e objetos e principalmente os equipamentosdeexamescomasluvas.Anãoobservaçãodessaregraéaprincipal fontedeespalhamentodacontaminaçãoradioativadoambientee,não raro, dos equipamentos detectores e de medidas de radiação. Os profissionais e as áreas da unidade de Medicina Nuclear devem ser submetidosdiariamenteaumarotinademonitoração,utilizandoumasonda do tipo pancake (Figura 3); e é obrigatório o registro diário dos valores das medidas de contaminação. No caso das leituras da taxa de exposição, preconizam-se medidas com o detector Geiger-Müller quinzenalmente.3,4 FORMAS DE PROTEÇÃO Para que os valores de exposição à radiação sejam os mais baixos possíveis, recomenda-se ao trabalhador a adoção de três medidas básicas de proteção radiológica ao lidar com fontes radioativas: a distância, o tempo e o uso de blindagens.3,4 Em Medicina Nuclear, o elemento mais empregado como barreira de proteção é o chumbo (Pb), pela sua densidade (〉 = 11.349 kg/m3), seu elevado número atômico (Z = 82), baixo custo e facilidade de confecção de apetrechos que funcionam como barreiras.3

A

B

FIGURA 3 A: Monitoração de bancada; B: monitoração de mãos . Fonte: HIAE .


Aespessuradochumboquepossibilitaareduçãode50%daexposição éreferidacomocamadasemirredutora(CSR).Portanto,nocasodo99mTc, cuja energia de emissão gama é de 140 keV, a cada 0,3 mm de chumbo, a exposição à radiação é reduzida à metade do valor inicial. Por exemplo, seumafontede 99mTcproduzirumataxadeexposiçãode100mR/h,uma barreiradeproteçãodechumbocomespessurade1,5mm,equivalentea 5 CSR, reduz a taxa de exposição em 96%, ou seja, para 3,12 mR/h. Assim, para se conseguir o mesmo valor de atenuação que 1,5 mm de Pb, seriam necessários 82 mm de concreto ou 600 mm de ar. Note-se que o fator de CSR dependerá da energia da emissão. Para o emissor de pósitronsflúor-18(18F),ovalordaCSRéde5,1mm,epararaiosX,de50 kVp, o valor da CSR é de 0,6 mm. A Figura 4 apresenta alguns protetores para seringas usadas em Medicina Nuclear como blindagens.

A

B

FIGURA 4 A: Protetor de seringa de tungstênio para 99m Tc; B: protetor de seringa de tungstênio para 18

F; C: protetor de chumbo para transporte de seringa .

C

Considerando possíveis formas de proteção, os trabalhadores devem seguirestasrecomendaçõesgeraisparaaadministraçãodoradiofármaco:


• sempre orientar o paciente antes de injetar; • nocasodemulheres,verificarseestãográvidasouamamentando–nes-

ses casos, perguntar ao médico se existem recomendações especiais; • encontrar a veia na qual será aplicada a injeção; • colocar as luvas e efetuar a punção; • após a administração, colocar a seringa no transportador e levá-la

imediatamente para o local de descarte; • descartar seringas e luvas nos locais apropriados; • administrar o radiofármaco. As recomendações para depois da injeção são: • trabalhar rapida e eficientemente; • nãodesperdiçartempopróximoaopaciente,asinstruçõesaopaciente

devem ser claras e concisas; posicionar o paciente cuidadosamente no campo de visão do equipamento, isso evitará a necessidade de repetição de imagens; • considerar o paciente como uma fonte potencial de contaminação; caso o paciente sofra de incontinência, uma boa prática é utilizar luvas e revestir o detector (gama câmara ou o PET/CT) com plástico. •

Nos serviços que realizam o exame de PET/CT, ocorre um incremento na taxa de dose equivalente dos biomédicos e técnicos de enfermagem, ultrapassando o nível de investigação estabelecido pela Comissão Nacional de Energia Nuclear (1,0 mSv/mês), pelo fato de a fluordeoxiglicose marcadacom 18F(FDG-18F)possuirenergiade511keV.Paraessafaixadeenergia,osprotetoresdeseringadechumboconvencionaisnãosãosuficientes edevemsersubstituídosporprotetoresdetungstênio(w),cujadensidade propicia uma blindagem mais eficiente (Z = 74 e 〉 = 19.250 kg/m3). Na rotina para realização dos exames de PET, alguns pontos críticos nas etapas de manipulação e administração do radiofármaco e no posicionamento do paciente devem ser considerados. Em relação à mani-


pulação, capelas especiais para manipulação de emissores de pósitron contendo suporte para segurar o castelo (dosadores) devem ser projetadas. O calibrador de dose e o visor com vidro plumbífero devem estar posicionados de forma que o trabalhador tenha a menor exposição possível (Figura 5). Durante a administração e o posicionamento, o funcionário deve se proteger utilizando biombos e executando o procedimento de forma rápida e segura (Figura 6).

A

B

FIGURA 5 A: Capela para manipulação do 18 F; B: dosador de 18 F . Fonte: HIAE .

A

B

FIGURA 6 A:Administração do radiofármaco; B: posicionamento do paciente . Fonte: HIAE .

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A administração do radiofármaco também pode ser realizada com um sistema injetor automatizado, dedicado para a administração do FDG-18F. Ousodesseequipamentoreduzaexposiçãodosoperadoresetornaoprocedimento mais seguro (Figura 7).

FIGURA7 Administração do FDG- 18F comsistema automático modelo IntegoMEDRAD INC .® Fonte: HIAE .

REJEITOS RADIOATIVOS Uma das questões mais importantes da radioproteção aplicada à Medicina Nuclear refere-se ao gerenciamento dos rejeitos radioativos. Após a utilização das fontes radioativas, elas devem ser segregadas de acordo com a energia da emissão, a meia-vida e as características físicas (sólido ou líquido) (Figura 8).2,3 Durante o período de decaimento radioativo, os rejeitos devem ficar

segregados em cofres blindados (chumbo ou concreto), com espessuras adequadas à energia do radioisótopo e às atividades radioativas.2 Para o 99mTc, preconiza-se um decaimento inferior a 7 dias. Os rejeitos podem ser liberados desde que apresentem uma atividade específica menor que 2 µCi/kg, com uma taxa de exposição representando a radiação de fundo (0,03 mR/h).


FIGURA 8 Bancada do laboratório com os locais de segregação dos rejeitos . Fonte: HIAE .

Nessas situações, os rejeitos podem ser eliminados como resíduo de classe C, no lixo urbano. O tempo de decaimento irá variar em função da atividade radioativa de cada embalado, tipo de radioisótopo e energia, e, portanto, não deve ser fixado um prazo para descarte. SITUAÇÕES DE ACIDENTES COM RADIOISÓTOPOS Durante o processo de manipulação com radioisótopos existe a possibilidade de ocorrerem contaminações de mão e de superfícies. As situações mais frequentes de contaminações são os vazamentos durante ajustes de volumes e/ou fracionamento de radioisótopos em seringas ou frascos. Ainda que pouco comuns, podem ocorrer acidentes por choques mecânicos e quebra dos frascos, levando a um derramamento de líquido radioativo em pisos ou superfícies. Consideram-se contaminadas as superfícies que apresentam valores maiores do que 300 cpm (contagens por minuto) medidos com a sonda pancake para uma área de 100 cm2.3 Nas situações de contaminação do corpo, recomenda-se lavar as áreas afetadas, preferencialmente utilizando água fria e sabão neutro ou sabão deEDTA.Aáreadeveseresfregadacomescovamaciaesemexagero,para

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não ferir a pele. Em seguida, deve-se monitorar a parte do corpo contaminada com a sonda pancake, tomando-se o cuidado de não contaminar o detector. O processo deve ser repetido enquanto houver contaminação superior a 300 cpm.3 Para as situações em que sejam detectadas as contaminações de pisos ou bancada, recomenda-se que o técnico ou o biomédico mantenha a situação sob controle e siga as seguintes etapas: alertar os demais membros da equipe sobre o acontecimento e o local da contaminação; • tranquilizar os pacientes envolvidos no acidente; • colocar avental, luvas e sapatilhas antes de iniciar a descontaminação; • remover os eventuais respingos com o uso da manta ou papel absorvente, evitando espalhar o material; ou seja, deve-se empregar um método a seco. •

Em seguida, sugere-se utilizar um método semiúmido para remover as eventuais contaminações persistentes. Monitorar a área para verificar a eficiência do processo. Após as medidas corretivas, deve-se comunicar o incidente por escrito ao supervisor de radioproteção para que efetue o registro na ficha de ocorrência. O uso de aventais de chumbo é requerido somente em acidentes em que a taxa de exposição for superior a 10 mR/h medidos na superfície. REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS Comissão Nacional de Energia Nuclear. Norma NE 3.01.2005. 1. 2. Comissão Nacional de Energia Nuclear. Norma NE 3.05.1996. 3. ThomAF,SmanioPEP.Medicinanuclearemcardiologia:dametodologiaàclínica.São Paulo: Ateneu, 2007. p.11-21. 4. Powsner RA, Powsner ER. Essential nuclear medicine physics. 2.ed. Massachusetts: Blackwell Publishing, 2006. p.1-19.

3 INSTRUMENTAÇÃO E FORMAÇÃO DA IMAGEM Solange Amorim Nogueira Renato Dimenstein

A Medicina Nuclear é uma especialidade médica que faz uso das radiações nucleares para fins de diagnóstico e terapia. No laboratório de Medicina Nuclear, são utilizados diferentes modelos de detectores de radiação para monitorar a área, determinar a atividade de radiação e realizar as imagens. Este capítulo objetiva apresentar noções básicas do funcionamento desses equipamentos. GEIGER-MÜLLER Um dos primeiros tipos de detectores desenvolvidos foi o chamado con-

tador (ou tubo) Geiger-Müller (GM). Esse contador permite detectar a presençaderadiaçõesionizantes,masnãoécapazdemediraenergiado isótopo. O GM apenas faz uma “contagem” do número de emissões que nele chegam.1 O corpo do contador GM é, em geral, constituído por um cilindro metálico fechado nas extremidades. Uma das extremidades (faces) é vedada


com uma película fina (de metal, vidro, etc.) e constitui a janela do detector, ou seja, a zona por onde deverão entrar as emissões que serão detectadas.Noeixodocilindro,écolocadoumfiorígido,eletricamenteisoladodo corpododetector.OtubodeGMécheiodeumamisturadegases.Entreo fio central (ânodo) e o corpo cilíndrico (cátodo) é aplicada uma diferença de potencial (de centenas de volts). Quando uma radiação entra no detector,ogáséionizado,sendoproduzidaumaavalanchedeelétrons,daqual resulta um sinal elétrico (Figura 1). 1

Cátodo Ânodo

500V

R Contagens por segundo

FIGURA 1 Representação esquemática da câmara de ionização de Geiger-Müller .

CALIBRADOR DE DOSE

O calibrador de dose ou curiômetro é uma câmara de ionização do tipo poço, que mede a atividade e discrimina a energia do radioisótopo. O princípio físico do funcionamento do calibrador de dose baseia-se na corrente de ionização produzida pela radiação emitida, que interage com asmoléculas do gás pressurizadas dentro da câmara de ionização, a qual é selada e mantida numa pressão constante e sob uma tensão. A cor-


rente de ionização é convertida em um sinal voltaico, que é amplificado e então exibido em um visor na forma de unidades de atividade (Figura 2). Essa correlação entre energia e desintegração é possível assumindo a geometria fixa e a linearidade da resposta; sendo assim, a corrente de ionização é diretamente proporcional à atividade.1 Entretanto, a resposta da câmara de ionização varia de acordo com tipo, energia e abundância das radiações dos diferentes radionuclídeos; e a primeira consideração a ser feita é sobre a taxa de emissão da energia de fótons. Assim, o calibrador de dose tem um dispositivo eletrônico (potenciômetro) que ajusta o fator de amplificação do sinal voltaico de acordo com os diferentes radionuclídeos mensurados.1,2 Câmara de ionização Caníster Eletrodo

Alta voltagem

Display

Seletor dos isótopos

FIGURA 2 Representação esquemática do calibrador de dose .

CÂMARA DE CINTILAÇÃO

A câmara Anger ou gama-câmara foi idealizada por Anger na década de 1950. Esse equipamento tem a propriedade de absorver a energia proveniente das radiações ionizantes emitidas do paciente e convertê-la em luz, cuja intensidade será proporcional à energia da radiação detectada. Basicamente, o sistema de detecção da gama-câmara (cabeça de detecção)consistenautilizaçãodeumcolimador,umcristaleumconjuntode

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fotomultiplicadoras associadas a um circuito eletrônico de processamento que permite a formação da imagem (Figura 3).2-4 O primeiro componente da gama-câmara, o colimador, é feito de material de elevado número atômico, como chumbo ou liga de tungstênio. Ele possui dezenas de milhares de furos e pode assumir diferentes angulações: paralelo, convergente, divergente, em leque ou pinhole. Além disso, os septos podem ser grossos, finos, longos ou curtos e a sua utilizaçãodependerádoestudoaserrealizado.Parafótonsdebaixaenergia,os septos deverão ser finos. Nessa situação, um colimador com septos mais longos restringirá ainda mais os fótons que chegarão ao cristal, o que melhora a resolução, mas diminui a sensibilidade. O mesmo raciocínio valeparaodiâmetrodosfuros,ouseja,comfurosmaislargos,maiorserá a sensibilidade e menor a resolução. Além disso, deve-se lembrar que o colimador deve ser adequado para as diversas faixas de energia. Assim, há colimadores para baixa, média e alta energia (Figura 4).2-4

Cristal Fotomultiplicadoras Fótons incidentes

Cabeça de detecção Colimador

FIGURA 3 Representação esquemática da gama-câmara e da formação da imagem .


A

B

CD

E

FIGURA 4 Esquema dos colimadores demonstrando o tamanho da imagem formada no cristal . A: Colimador com septos paralelos; B: colimador com septos divergentes; C: colimador com septos convergentes; D: colimador “pinhole”; E: corte de um colimador com septos paralelos e arranjo hexagonal .

O componente responsável por essa detecção dos fótons é o cristal de iodeto de sódio com impureza de tálio. Esse cristal tem como característica um elevado número atômico, que propicia maior probabilidade em absorver a radiação por efeito fotoelétrico. Esses cristais são transparentes, higroscópicos, têm espessura entre 0,95 e 1,25 cm e diâmetro variando de 40 a 50 cm; combinadas, essas características permitem maior eficiência na conversão da radiação em uma cintilação de luz azulada. Essa conversão requer aproximadamente 230 nanossegundos, intervalo conhecido como tempo morto, pois nesse período nenhum novo evento é detectado. A luz proveniente da cintilação do cristal chega às fotomultiplicadoras. Esse componente do sistema é um tubo de vidro com um fotocátodo colocado próximo à janela de entrada da luz, e sua função é converter o fóton incidente em elétrons. No interior da fotomultiplicadora, estão distribuídososdínodos,cujafunçãoserámultiplicaroselétronsefazeruma cascata de elétrons chegar ao ânodo. Dessa maneira, a luz é convertida em pulso elétrico e sua intensidade será correspondente à energia que

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o fóton transferiu ao cristal (Figura 5). Esse pulso será amplificado por sistemas de pré-amplificadores e amplificadores, permitindo o registro do espectro das energias que chegam ao cristal, o que é conhecido como fotopico.3,4 Fotocátodo

Dínodos

Tubo de vidro em vácuo

Luz incidente

Pulso elétrico

Ânodo Fotoelétron Tensão crescente

FIGURA 5 Representação esquemática de uma fotomultiplicadora .

NOVOS DETECTORES No final da década de 1990, iniciaram-se os estudos para utilização de detectores semicondutores em estado sólido, porém a dificuldade para produção e o alto custo fizeram com que o uso desses detectores ficasse restrito às câmaras para pequenos animais. Apenas em 2002, os primeiros equipamentos com detectores de cádmio, zinco e telúrio (CZT) passaram a ser comercializados em gama-câmaras cardíacas. Os multidetectores de CZT, por serem semicondutores, permitem a conversão direta da luz em pulso elétrico, dispensando as fotomultipli-

cadoras. Esse mecanismo é mais eficiente que o das gama-câmaras convencionais com cristal de INa (Figura 6). 5,6 AQUISIÇÃO DA IMAGEM A imagem obtida em uma gama-câmara de Anger é uma projeção bidimensional da distribuição do radiofármaco em um volume. Essa imagem


Fóton

Fóton Cátodo

Nal

CZT

Luz Ânodo Acoplamento óptico

Circuito amplificador

a r o d a c li p lti u m o t o F

240 mm

mm 5

FIGURA 6 Diferença entre a interação do fóton gama na gama-câmara convencional e na câmara com detectores de CZT .

pode ser obtida na forma estática, de corpo inteiro, dinâmica, sincronizada ou tomográfica, e para cada uma delas alguns parâmetros devem ser observados; os principais são: o tamanho da matriz, o tempo de cada aquisição, o número total de eventos registrados ou taxa de contagem, o posicionamento do paciente e o ângulo em que o órgão será estudado.3 Quando a radiação é convertida em um pulso de sinal (X,Y), a localização desse sinal corresponde à posição da cintilação no cristal. Essas informações são armazenadas em arranjo matricial.3 A matriz é definida pelo número de subdivisões ao longo dos eixos, valores que correspondem ao número de colunas e linhas de uma matriz quadrada. Normalmente, o operador pode escolher entre as matrizes 64 64, 128 128, 256 256 e 512 512, dependendo do tipo de aquisição que será realizada.2 Cada ponto da matriz corresponde a um pixel que pode ser armazenado na memória do computador no formato byte, que permite acumular até 255 contagens, ou no formato word, que tem o dobro da capacidade de armazenamento e consome o dobro de memória.4

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O tamanho do pixel é inversamente proporcional ao tamanho da matrizepodeserobtidodividindoovalordocampodevisãopeladimensão da matriz. Quanto menor for o tamanho do pixel e quanto mais pixels, melhor será a resolução. Assim, em uma gama-câmara com campo de visão (FOV) de 32 cm, a matriz 64 64 tem 4.096 pixels de 0,5 cm, enquantoamatriz128 128tem16.384pixelsde0,25cm.Portanto,quanto maior a matriz, melhor a resolução – embora a resolução máxima seja limitada pela resolução da câmara e do colimador.2,4

Modo de aquisição estático As imagens estáticas são obtidas com a cabeça de cintilação parada sobre uma determinada região, por um tempo adequado para se obter a estatística de contagem necessária para uma imagem de qualidade (Figura 7).2,3 Imagens tardias Crânio

D. anterior E.

E. posterior D.

D. anterior E.

E. posterior D.

Bacia

FIGURA 7 Imagem estática, matriz 256 256 com 1 .200 kcount, demonstrando a biodistribuição do marcador nos ossos do crânio e da bacia nas projeções anterior e posterior . Fonte: HIAE .


Modo de aquisição de corpo inteiro A imagem de corpo inteiro é uma aquisição plana em que se adiciona a movimentação da cabeça de detecção de forma a varrer o paciente da cabeça aospésemvelocidadequepermitaoacúmulodecontagenssuficientepara obterumaimagemdequalidade.Avelocidadedependerádaatividadeedo isótopoadministradoedeterminaráotempototaldoexame(Figura8).

Modo de aquisição dinâmico Na aquisição dinâmica, as imagens de uma região são obtidas sequencialmente e registradas em um determinado tempo. Por exemplo: em estudo renal, uma imagem por segundo durante 60 segundos permite a avaliação do fluxo sanguíneo nos rins. Esse tipo de imagem possibilita quantificar e traçar curvas de alguns parâmetros, como tempo de esvaziamento e tempo de acúmulo (Figura 9).2,3

FIGURA 8 Imagem de corpo inteiro, velocidade de 15 mm/s, demonstrando a biodistribuição do radiofármaco nos ossos do corpo inteiro, projeções anterior e posterior . Fonte: HIAE .

39

40


FIGURA9 Imagemdeumacintilografiarenal dinâmicaapresentandoasimagens sequenciaiseascurvasdabiodistribuição doradiofármaconosrins . Fonte: HIAE .

Modo de aquisição sincronizado No estudo sincronizado, é possível associar a obtenção de imagens sequenciais com o ciclo cardíaco, viabilizando o estudo do movimento cardíaco.Nessaaquisição,umasériedeimagenséadquiridanointervalode uma onda R a outra. Essa sequência se repete por um tempo que permite o acúmulo de contagens suficiente para que todas as imagens da sequência tenham uma estatística de contagens adequada para análise. Normalmente o ciclo R-R é dividido em 8 ou 16 imagens.1-3 Após a etapa de acúmulo, a sequência de imagens pode ser apresentada como um filme que representará a movimentação dos batimentos cardíacos.Comisso,serápossívelavaliarafraçãodeejeçãodoventrículo esquerdo e a contratilidade do músculo (Figura 10).2,3


FIGURA 10 Imagem sincronizada das câmaras cardíacas demonstrando o gráfico com a fração de ejeção do ventrículo esquerdo . Fonte: HIAE .

Modo de aquisição de tomografia por emissão de fóton único (SPECT) O princípio da técnica de SPECT consiste em adquirir uma sequência de imagens planas girando a cabeça de detecção ao redor do paciente, de forma a coletar um determinado número de projeções que serão empilhadas emumvolumeeposteriormentefatiadas,permitindoaobservaçãodeum corte tomográfico.1,3 Paraessetipodeaquisição,deve-seutilizarumcolimadordealtaresolução. Opacientedeveserposicionadodetalformaqueacabeçadedetecçãofiqueo maispróximopossíveldopacienteaolongodos360°derotação.Asimagens poderãoseradquiridasacada3ou6°comumtempoquepodevariarde15a 30 segundos. Entretanto, é importante balancear o número de projeções e o tempodecadaumadeformaqueotempototalparapercorreros360°nãoexceda40minutos,paranãocausardesconfortoaopaciente(Figuras11e12).2,3

41

42


FIGURA 11 Aquisição tomográfica demonstrando as projeções adquiridas por 15 segundos a cada 3º em uma órbita de 360º . Fonte: HIAE .

RECONSTRUÇÃO TOMOGRÁFICA Para iniciar a reconstrução das imagens, todas as projeções são empilhadas formando uma figura denominada sinograma, que representa o conjunto de todas as projeções de corte em um determinado ângulo da rotação (Figura 13).1,3 A reconstrução das imagens visa a reproduzir a imagem srcinal com base na distribuição do radiotraçador. A imagem obtida da reconstrução simples de uma fonte pontual, em vez de ser um ponto, terá o formato de uma estrela. Para corrigir esse

efeito são utilizadas equações matemáticas, ou filtros, que permitem recuperar a imagem srcinal, seja eliminando o borramento, seja fazendo a subtração do fundo, acentuando a borda ou retirando o ruído. 1,2 Esses efeitos são obtidos variando a frequência de corte, ou seja, qual frequência do espectro será mantida na imagem.1,2 Como exemplo, pode-se citar o filtro rampa, que, aplicado após a retroprojeção, retira


FIGURA 12 Imagem comparada com a aquisição plana demonstra lesão detectada apenas com a técnica de SPECT . Fonte: HIAE .

o efeito estrela e a radiação de fundo. Existem, ainda, outros filtros que, além de controlar a frequência de corte, utilizam outro valor, a ordem, o que permite controlar a forma da curva que representa a equação matemática e possibilita suavizar a imagem ou torná-la mais ruidosa (Figura 14).1,2,4

43

44


FIGURA 13 Representação do sinograma .

0,500

pa m Ra

0,375 e d tu il p m A

Sleep logan

0,250

0,125

Parzen

Ham Hann ming Butterworth

0 0

0,125

0,250

0,375

0,500

Frequência (Wn)

FIGURA 14 Representação gráfica da equação matemática dos filtros mais comuns .


AQUISIÇÃO DA IMAGEM NAS CÂMARAS COM CRISTAIS DE CZT E MÚLTIPLOS “PINHOLES” A utilização dos detectores semicondutores de CZT para câmaras dedicadas à cardiologia possibilita melhor contraste na imagem e na resolução energética, menor tempo de aquisição e menor atividade do radiofármaco.5,7 A conversão direta da luz em pulso elétrico permite uma melhor discriminação do fóton, e com isso a resolução energética baixa para 6%, enquanto nas câmaras de Anger fica em torno de 9,5%, e isso permite a aquisição simultânea de dois isótopos.5 Nasgama-câmarasconvencionais,queutilizamcolimadoresparalelos dealtaresolução,ocoraçãoocupaapenasumapequenapartedoFOVdo equipamento. Nas câmaras com detectores de CZT que utilizam vários “pinholes” dispostos em arco delimitando um FOV de aproximadamente 19 cm, o coração ocupa essa região quase que totalmente, como demonstra a Figura 15.8

FIGURA 15 Representação esquemática do FOV formado pelo posicionamento dos detectores (GE Healthcare) .

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No Brasil, o primeiro modelo com essa tecnologia foi instalado em 2010 no Hospital Israelita Albert Einstein (Figura 16).

FIGURA 16 Gama-câmara modelo Discovery 530C, GE Healthcare, Haifa, do HIAE .

Esse equipamento possui 19 “pinholes”, cada um associado a um sistema de detecção com quatro cristais pixelados de CZT (cada pixel tem 2,46 2,46 mm) e o componente eletrônico, que formam um bloco de detecção (Figura 17).8 Essa configuração do sistema permite uma resolução espacial de até 2,46 mm.

2,46 mm

2 , 4 6 m m

FIGURA 17 Representação esquemática do cristal de CZT (GE Healthcare) .


Todos os colimadores são angulados de forma que, durante a aquisição estática, seja possível obter uma imagem tridimensional do coração, com sensibilidade, no mínimo, 4 vezes maior que aquela das câmaras convencionais e um tempo de aquisição bem menor (Figura 18).5,8 Além da mudança de hardware, esse equipamento utiliza a reconstrução iterativa MLEM (maximum-likelihood expectation maximization), que melhora a resolução e reduz o ruído. Consequentemente, as imagens resultantes têm melhor contraste.8

FIGURA 18 Representação da distribuição dos furos dos colimadores “pinhole” (5,1 mm cada) da câmara Discovery 530C, GE Healthcare, e a imagem correspondente .

REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS 1. Thrall JH, Ziessman HA. Princípios básicos. Medicina nuclear. 2.ed. Rio de Janeiro: Guanabara Koogan, 2003. p.3-15. 2. Powsner RA, Powsner ER. Essential nuclear medicine physics. 2.ed. Massachusetts: Blackwell Publishing, 2006. p.1-19.

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3. ThomAF,SmanioPEP.Medicinanuclearemcardiologia:dametodologiaaclínica.São Paulo: Ateneu, 2007. p.11-21. 4. Castro Jr A, Rossi G, Dimenstein R. Guia prático em medicina nuclear: a instrumentação. São Paulo: Senac, 2000. p.15-31. 5. Bocher M, Blevis IM, Tsukerman L, Shrem Y, Kovalski G, Volokh L. A fast cardiac gamma camera with dynamic SPECT capabilities: design, system validation and future potential. Eur J Nucl Med Mol Imaging 2010; 37:1887-902. 6. Esteves FP, Raggi P, Folks RD, Keidar Z, Askew JW, Rispler S et al. Novel solid-statedetector dedicated cardiac camera for fast myocardial perfusion imaging: multicenter comparison with standard dual detector cameras. J Nucl Cardiol 2009; 16(6):927-34. 7. Madsen MT. Recent advances in SPECT imaging. J Nucl Med 2007; 48(4):661-73. 8. Garcia EV, Faber TL, Esteves FP. Cardiac dedicated ultrafast SPECT cameras: new designs and clinical implications. J Nucl Med 2011; 52:210-7.

4 CONTROLE DE QUALIDADE DAS GAMA-CÂMARAS Solange Amorim Nogueira Renato Dimenstein

INTRODUÇÃO Para o bom funcionamento da gama-câmara, é necessário avaliar alguns parâmetros relacionados a seus componentes. Esses controles de qualidade permitemobservarseháimperfeiçõesquepodemcomprometeraimagem.1,2 O desempenho da gama-câmara pode ser avaliado com ou sem o colimador. A avaliação com o colimador é chamada de extrínseca ou do sistema, por considerar a função desse componente. Já a avaliação intrínseca, é realizada sem o colimador, considerando os parâmetros dos demais componentes do equipamento.3 Diariamente deve-se avaliar o fotopico e a uniformidade do campo de

detecção. RESOLUÇÃO ENERGÉTICA O primeiro conceito que se deve conhecer é o de resolução energética, que define a capacidade de separar fótons de energias muito próximas. A resoluçãoenergéticaéavaliadanohistogramadoespectrodeenergia,noqualé

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possível observar um pico que corresponde ao fotopico do isótopo, isto é, a parte do espectro relativa aos fótons primários emitidos pela fonte radioativa;porexemplo,parao 99mTcofotopicocorrespondeaosfótonsde140keV.3,4 Sendo assim, no espectro de uma fonte puntiforme, a resolução energética é estimada segundo a fórmula: (∆L/E°) × 100%

Em que: ∆L= largura total à meia altura; E°= energia do fóton primário de interesse. Nosprotocolosdeaquisiçãodeimagem,osfótonsdeinteressesãolimitados,determinandoalarguradajanelaenergética(E)centradanaenergia dofótonprimário.Nocasodo 99mTc,seajanelaenergéticaforde20%,serão aceitos os fótons de 126 a 154 keV. Nessa situação, a resolução energética aceitaseráparavalorinferiora13%,conformedemonstraaFigura1.3,4 UNIFORMIDADE O próximo parâmetro que deve ser avaliado é a uniformidade. Essa avaliação pode ser realizada sem o colimador, utilizando-se uma fonte Janela de 20% 1300 1200 1100 )3 0 1000 1 (x 900 s n 800 to ó f e 700 d 600 º N 500 400

L h/2 Resolução energética 13%

300 200 100 60

70

80

90

100

110120

130

140

1 50

160

170

Energia (keV)

FIGURA 1 Representação esquemática do fotopico do 99m Tc .

180


puntiforme – uniformidade intrínseca – ou com colimador, pelo uso de uma fonte plana de cobalto (57Co) – uniformidade extrínseca. A imagem obtida nessas condições deve ser homogênea. A não uniformidade pode ocorrer por pequenas diferenças nos sinais de saída das fotomultiplicadorasepelavariaçãodajaneladeenergia;nocampo,afaltadeuniformidade pode comprometer as imagens obtidas e, por esse motivo, valores dereferênciaparaaceitaçãodotestesãode2a3%.Paravaloresmaiores, ajustes devem ser realizados (Figura 2).2,3 RESOLUÇÃO ESPACIAL A resolução espacial é a capacidade de distinguir duas cintilações muito próximas. Esse parâmetro pode ser influenciado por fatores como a uniformidade da câmara e pelo colimador utilizado. Para avaliar a resolu-

A

B FIGURA2 A:Campouniforme;B:campocomproblema deuniformidadenaporçãoinferior .

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ção espacial, devem-se utilizar simuladores de barras (phantom de barras) distribuídas em quadrantes com diferentes espessuras. As câmaras modernas podem ter resolução espacial de 4 mm para os colimadores de alta resolução e de aproximadamente 6 mm para os colimadores de uso genérico que aumentam a sensibilidade do sistema (Figura 3).2,3 Além da resolução, é necessário avaliar a linearidade, observando, no sentido X ou Y, se as barras sofreram alguma distorção, ou seja, alguma derivação nessas direções.5,6 SENSIBILIDADE DE DETECÇÃO A sensibilidade determina a capacidade da gama-câmara de detectar e registrar os fótons incidentes. Esse parâmetro é diretamente dependente do tipo e da espessura do cristal, da janela de energia, variando inversamente com a energia do fóton.4 A sensibilidade extrínseca estará relacionadaàporçãodocristalquenãoestácobertapelosseptosdocolimador.3

Sendo assim, colimadores de furos mais largos propiciam uma maior sensibilidade. Esse parâmetro pode ser degradado quando as fotomultiplicadoras estão desajustadas, quando há problemas no acoplamento ótico da fotomultiplicadora com o cristal ou quando o cristal apresenta fungos. A sensibilidade pode ser avaliada considerando a taxa de contagem registrada por unidade de atividade em um determinado tempo.3,5,6

A

B

FIGURA 3 A: Imagem do phantom de barras com as medidas das linhas; B: imagem com o phantom obtida em uma gama-câmara modelo Infinia com linhas visíveis de até 2,5 mm .


Sensibilidade = contagem (kcount) minutos/MBq CENTRO DE ROTAÇÃO Nasgama-câmarascomcapacidadederealizaratomografiaporemissão

de único (SPECT), cabeças girar aoa redor do fóton paciente para coletarasuma série de de cintilação projeções.devem Para garantir qualidade da imagem, as cabeças de cintilação deverão girar em um círculo perfeito, mantendo o alinhamento mecânico, eletrônico e digital do eixo de rotação.3,5,6 O teste que avalia se o centro de rotação (COR) está ajustado é realizado colocando uma fonte puntiforme alinhada com o centro do campo de visão de cada cabeça. Em seguida, são adquiridas projeções em 360° ao redor da fonte.4 O desvio máximo permitido para as curvas do eixo X e Y não deve exceder 0,5 pixel (Figura 4), pois, a partir desse valor, haverá distorção da imagem.1 A avaliação do desempenho dos equipamentos de Medicina Nuclear deve atender às normas CNEN 3.05 e RDC n. 38 da Anvisa, que estabelecem as frequências mínimas de realização de cada teste.1,2

A

B

FIGURA 4 Representação esquemática das projeções com um COR alinhado (A) e desalinhado (B) .

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54


Neste capítulo, foram comentados apenas alguns testes da gama-câmara.Noentanto,éprecisoenfatizarqueoconhecimentodessasnormas é imprescindível para a boa atuação da equipe técnica nos serviços de Medicina Nuclear. REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS 1. AgênciaNacionaldeVigilânciaSanitária.DiretoriaColegiada.ResoluçãoAnvisa/DCn. 38,de4dejunhode2008.DispõesobreainstalaçãoeofuncionamentodeServiçosde Medicina Nuclear “in vivo”. Brasília: Diário Oficial da União; 05/06/2008. p.55-8. 2. Comissão Nacional de Energia Nuclear. Norma NE 3.05. Brasília: Diário Oficial da União; 19/04/1996. 3. ThomAF,SmanioPEP.Medicinanuclearemcardiologia:dametodologiaaclínica.São Paulo: Atheneu, 2007. p.11-21. 4. Powsner RA, Powsner ER. Essential nuclear medicine physics. 2.ed. Massachusetts: Blackwell Publishing, 2006. p.1-19. 5. Castro Jr A, Rossi G, Dimenstein R. Guia prático em medicina nuclear: a instrumentação. São Paulo: Senac, 2000. p.15-31. 6. Thrall JH, Ziessman HA. Princípios básicos. Medicina nuclear. 2.ed. Rio de Janeiro: Guanabara Koogan, 2003. p.3-15.

5 PET/CT: FÍSICA, INSTRUMENTAÇÃO E PROCESSAMENTO DE IMAGENS Solange Amorim Nogueira Renato Dimenstein

INTRODUÇÃO A tomografia por emissão de pósitrons (PET) é uma técnica de Medicina Nuclear e, como tal, ao contrário de outras técnicas de diagnóstico fundamentalmente anatômicas, fornece informações sobre o metabolismo por conseguir analisar, de forma não invasiva, o consumo de moléculas de determinados substratos orgânicos, como a fluordeoxiglicose marcada com flúor radioativo (FDG-18F), substância análoga à glicose.1 Este capítulo tem por objetivo discutir as bases físicas e as considerações técnicas necessárias para entender os princípios de formação das imagens de PET. BASES FÍSICAS E INSTRUMENTAÇÃO A capacidade de detectar alterações funcionais e metabólicas usando quantidades mínimas de isótopos radioativos representa a base da formação da imagem na Medicina Nuclear.

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Alguns átomos constituintes da bioquímica humana possuem análogos radioativos que, utilizados com traçadores, permitem o acompanhamentoinvivodometabolismocelular.Entreeles,destacam-seelementos radioativos como flúor-18 (18F), carbono-11 (11C), oxigênio-15 (15O) e nitrogênio-13 (13N), que são os principais emissores de pósitrons adotados para o diagnóstico. Esses radionuclídeos são produzidos por cíclotron e suas principais características constam na Tabela 1. 2 Como apresentado no Capítulo 1, o pósitron é uma partícula com as mesmas características do elétron, mas com carga positiva. Logo, em contato com o meio, rapidamente colide com um elétron e se aniquila, emitindodoisfótonsdealtaenergiaemdireçãooposta,comodemonstra a Figura 1. Os primeiros estudos para detecção dos fótons oriundos dessa partícula datam de 1951 e visavam ao diagnóstico de tumores cerebrais. Nesse período, eram empregados dois detectores de iodeto de sódio com impureza de tálio [NaI(Tl)], colimados e colocados nos dois lados do crânio do paciente para obter imagens do cérebro.2 Em 1966, Harold Anger provou que dois detectores de cintilação seriam capazes de registrar a aniquilação do pósitron e formar imagem sem a utilização dos colimadores convencionais, criando o protótipo dos circuitos de coincidência.3

TABELA 1 Principais emissores de pósitrons e suas características Radionuclídeo Carbono-11 11( C)

T1/2 (min) 20,4

Emax (MeV) 0,959

Alcance máximo em água (mm) 5

Nitrogênio-13 (13N)

9,96

1,197

5,4

Oxigênio-15 (15O)

2,07

1,738

8,2

Flúor-18 (18F)

109,8

0,65

2,4

Gálio-68 (68Ga)

68

1,899

9,4

Rubídio-82 (82Rb)

1,3

3,35

15,6

T1/2: meia-vida; Emax: energia cinética máxima .


511 keV

Pósitron e+

Aniquilação E=m c 2 511 keV FIGURA 1 Aniquilação do pósitron e formação dos dois fótons-gama com energia de 511 keV .

Na década de 1970, com o desenvolvimento dos computadores, tornou-se possível a criação de sistemas mais complexos que permitiam a aquisição tomográfica, primeiramente pela detecção de fóton único ( single-photon emission computed tomography – SPECT) e posteriormente pela instrumentação PET.2 Os primeiros equipamentos PET eram compostos por 24 detectores de NaI(Tl) dispostos em formato hexagonal. Esses equipamentos utilizavam circuitos de coincidência que detectavam os fótons de aniquilação sem o uso de colimadores, sendo sua resolução de aproximadamente 20 mm.3 Hoje em dia, os equipamentos compreendem múltiplos blocos de cristais detectores de maior resolução, dispostos em anéis, estando os detectores em oposição acoplados a circuitos de coincidência. Essa configuração aumenta consideravelmente a eficiência da detecção dos eventos de aniquilação. O circuito de coincidência registra como um único evento dois fótons-gama, oriundos da desintegração do pósitron, que são detectados simultaneamente por dois detectores dispostos em um ângulo de 180°, formando uma linha de resposta (LOR), ou evento verdadeiro. Além dos

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eventos verdadeiros, fótons oriundos de espalhamento ou de duas aniquilaçõesdistintas(eventosrandômicos)tambémpodemserdetectados. O registro desses falsos eventos aumenta o ruído da imagem.4 A representação das linhas decorrentes desses eventos está na Figura 2. A imagem de PET srcinalmente adquirida não é corrigida para atenuação dos fótons pelo meio. Essa imagem sem correção apresenta como característica o aumento da concentração dos registros na periferia do corpo e a redução no centro e nos órgãos. Para corrigir esse efeito, é criado um mapa de atenuação, utilizando uma imagem de transmissão obtida por uma fonte externa de césio (137Cs) ou germânio (68Ge). Com o advento do PET acoplado a um tomógrafo convencional (PET/CT), essas fontes foram substituídas pela transmissão feita por um tubo de raios X. A imagem de transmissão será comparada à imagem srcinal de emissão e, com base nessas duas informações, faz-se a correção de atenuação, obtendo-se, dessa forma, a imagem corrigida (Figura 3).4,5

Linha de resposta

Detecção de coincidências

Evento verdadeiro

Evento de espalhamento

Evento randômico

FIGURA 2 Representação das linhas de resposta formadas a partir da aniquilação do pósitron, exemplificando eventos verdadeiros e falsos .


A

B

C FIGURA 3 Correção de atenuação realizada após a aquisição de uma imagem de transmissão com fontes de 137Cs . A: Imagem de emissão; B: Imagem de transmissão; C: Imagem corrigida .

Em 1998, foi instalado, no centro médico da Universidade de Pittsburgh, nos Estados Unidos, o primeiro equipamento de PET/CT que combinava em um mesmo gantry o sistema de detecção da CT e os dois arcos com pequenos blocos de cristais de germanato de bismuto (BGO) para detecção dos pósitrons. A união dos dois equipamentos possibilitou obter, em um mesmo procedimento, as imagens das duas modalidades, cuja representação esquemática é ilustrada na Figura 4.6 A fusão trouxe um incremento à utilização da técnica de PET, em especial para a oncologia, já que a combinação das imagens estruturais e funcionais permite uma melhor avaliação dos pacientes.7 As informações obtidas pela CT têm basicamente duas funções: calcular a correção de atenuação para as imagens de PET e adicionar a informação anatômica de alta qualidade.6

59

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Dimensões do gantry: 228 cm 180 cm 158 cm Rotação: CT - 0,8 s,1,0 s,1,5 s

158 cm 80 cm

188 cm

145 cm

FIGURA 4 Representação esquemática do PET/CT modificada de Townsend et al . 8

SISTEMA DE DETECÇÃO A PET dedicada utiliza pequenos blocos de detectores, que têm maior densidade que os cristais de NaI(Tl), dispostos em múltiplos anéis. Essa arquiteturaaumentaacapacidadededetecçãodosfótonsdealtaenergia e melhora a qualidade da imagem. Os blocos podem ser de cristais de BGO,oxiortosilicatodelutécio(LSO),oxiortosilicatodegadolínio(GSO) ou oxiortosilicato de lutécio e ítrio (LYSO), cujas principais características estão descritas na Tabela 2. 4,5 TABELA 2 Comparação das propriedades físicas dos cristais de cintilação utilizados na PET Cintilador Composição

Densidade

Zef PEF (%) TD (ns) RE (%) Higro scópico

3

NaI(Tl)

NaI(Tl)

3,67

51

17

230

8

Sim

BGO LSO

Bi4Ge3O12 Lu2SiO5:Ce

7,1 7,4

75 66

40 32

300 40

15 12

Não Não

LYSO

Lu0,6Y1,4SiO5:Ce

7,1

66

32

44

10

Não

GSO

Gd2SiO5:Ce

6,7

59

25

60

14

Não

Zef: número atômico efetivo; PEF: probabilidade do efeito fotoelétrico; TD: tempo de decaimento; RE: resolução energética .


Atualmente, três empresas comercializam equipamentos de PET/CT: Siemens Medical Solutions, General Electric Medical Systems (GEMS) e Philips Medical, oferecendo respectivamente os modelos Biograph e mCT com cristais de LSO, Discovery com BGO ou LYSO e Gemini com o GSO; todos com CT multislice variando de 2 a 64 fileiras de detectores. Esses sistemas possuem campo de visão (FOV) de 15 a 30 cm de comprimento e, dependendo do fabricante, podem adquirir imagens em até 12 segmentos ao longo da mesa de sustentação do paciente (bed positions), permitindo varrer o corpo inteiro. 4,5,8,9 AQUISIÇÃO DAS IMAGENS Existem duas formas de obter imagens de PET: o modo de aquisição em 2D e em 3D. Nas aquisições em 2D, septos de tungstênio são colocados entre os anéis que suportam os detectores. Esses septos não têm a função dos co-

limadoresdacâmaradecintilaçãoquemelhoramaresoluçãoespacialda imagem. Assemelham-se mais às grades antidifusoras utilizadas em radiologia, que apenas reduzem a detecção dos fótons de espalhamento.10 Com a utilização dos septos, as LOR são criadas em pequenos ângulos deincidência,reduzindoacapacidadededetecçãoe,consequentemente, a sensibilidade do equipamento. Em contrapartida, há uma redução de até 15% do registro dos falsos eventos produzidos pelos fótons de espalhamento, melhorando assim o contraste das imagens.4,5 No modo de aquisição 3D, os septos são retirados e é utilizada uma colimação eletrônica das coincidências detectadas, elevando o ritmo de contagens em até 6 vezes, em razão do aumento das LOR registradas. Desse modo, há um incremento da sensibilidade do equipamento, possibilitando uma redução tanto da atividade administrada ao paciente, quanto do tempo de aquisição. Como desvantagem, porém, ocorre aumento do ritmo de contagem pela contribuição do incremento das falsas coincidências (eventos randômicos e de espalhamento). Esse aumento

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das contagens pode atingir o limite de detecção do equipamento, provocando a “paralisação” do detector e gerando áreas frias.4,5 A Figura 5 mostra o esquema de funcionamento dos dois modos de aquisição.Nomodo2D,osdadossãoorganizadosemumasériedefatias (cortes), dispostas em paralelo e reconstruídas independentemente. No modo 3D, os dados sofrem um pré-processamento, por meio do método Fourier rebinning (FORE), para em seguida serem reconstruídos da mesma forma que as imagens obtidas em 2D.4,10 Lartizien et al.,11 em estudo comparando os dois modos de aquisição em humanos,demonstraramqueacontagemderuídoequivalente(noiseequiva-

Septos A

Modo de aquisição 2D

B

Modo de aquisição 3D

Septos

FIGURA 5 Representação esquemática dos modos de aquisição 2D (A) e 3D (B), demonstrando as linhas de resposta para cada um deles .


lentcount–NEC*)em ambos pode variar significativamente de acordo com

a região do corpo e a circunferência do paciente. Isso pode ser minimizado quando o índice de massa corpórea (IMC) do paciente for utilizado como baseparaocálculodaatividadeadministrada.Alémdotamanhodopaciente,acapacidadededetectarlesõespodeserinfluenciadapelotempoemodo deaquisiçãoescolhidos. El Fakhri et al.,12 utilizando um equipamento de PET com cristais de BGO,comprovaramqueomododeaquisição3Dtemmelhorcapacidade de detecção para pacientes com IMC < 33, que recebem uma atividade menor do marcador, enquanto o modo 2D tem melhor desempenho em pacientes com IMC > 33. No modo 3D, enquanto os registros dos eventos verdadeiros crescem de forma linear, em função da atividade presente no campo de visão, os randômicos aumentam proporcionalmente ao quadrado da atividade e podem, rapidamente, superar os verdadeiros, deteriorando a imagem; sendo assim, a piora no desempenho do modo de aquisição 3D, evidenciada nos estudos de Lartizien et al. e El Fakhri et al., pode ser explicada pelo fato de os equipamentos com cristais de BGO terem uma resolução energética limitada em relação aos cristais de LSO e GSO, cujas propriedades físicas permitem uma resposta melhor.13 Portanto, o melhor desempenho do equipamento será obtido ajustando a atividade administrada do radiofármaco à massa corpórea do paciente e ao modo de aquisição mais indicado para essa atividade. RECONSTRUÇÃO DAS IMAGENS Para a obtenção das imagens de PET, fatores como o tempo de decai-

mento do isótopo, o tempo morto do cristal, a atenuação dos fótons, a * NEC: parâmetro para contagem do ruído equivalente calculado pela fórmula: T2 T+R+S Em que: T= eventos verdadeiros; R= eventos randômicos; S= eventos espalhados.


presença de espalhamento e efeitos randômicos, a geometria do sistema e a variabilidade dos detectores interferem na sua formação e, por esse motivo, devem ser corrigidos. Quando essas correções estão inseridas nas fórmulas matemáticas utilizadas para a reconstrução, o resultado final é uma imagem de excelente qualidade. A maior desvantagem desses métodos iterativos é que a grande quantidade de equações que compõem os cálculos só permite a sua utilização em computadores rápidos e possantes.14 As reconstruções iterativas são as mais utilizadas na PET. Esse método inicia a reconstrução com uma suposição de como seria um objeto. Esse modelo, que pode ter uma distribuição uniforme, é projetado por uma função matemática que contém os dados necessários para formação da imagem; depois, é comparado com a imagem srcinal e resulta em uma novaprojeçãoquecontémasdiferençasentreelas.Essanovaimagemserá utilizada para modificar a suposição inicial. Esse processo se repete e só termina quando não houver mais diferença entre a projeção estimada e a imagem srcinal; cada repetição corresponde a uma iteração. 14,15 Uma técnica de reconstrução iterativa amplamente utilizada é a maximum-likelihood expectation maximization (MLEM). O tempo de computação para esse método é muito demorado, pois utiliza dezenas de iterações.15 Uma forma de encurtar o tempo de processamento é utilizar um grupo menor de projeções, ou subconjunto (subset). O subset corresponde a um grupo de projeções em um determinado ângulo. Esse método de reconstruçãoéconhecidocomoorderedsubsetexpectationmaximization(OSEM). EnquantoométodoMLEMnecessitademuitasiterações,oOSEMchegará aomesmoresultadocomduasoutrêsiterações;porissoéomaisutilizado para reconstruir a imagem de PET.14,15 Na prática, o operador deve determinar o número de subsets e de iterações que irá utilizar para reconstruir as imagens de PET, considerando que, ao aumentar o número de iterações, a imagem terá mais detalhes,


porém será mais ruidosa. Da mesma forma, com poucos subsets a imagem não terá definição; aumentando o número de subsets, também se tem uma imagem mais detalhada. O ponto de equilíbrio entre esses dois fatores deve ser obtido quando se instala o equipamento e não deve ser alterado, pois a variação de qualquer um deles pode interferir no resultado do standard uptake value (SUV) – valor utilizado na clínica para avaliar o grau de captação do radiofármaco na lesão. REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS 1. Lomeña F, Sole r M. Clinical application of PET. Braz Arc h Biol Techn ol 2005; 48(spe2):179-83. 2. Robilotta CC. A tomografia por emissão de pósitron: uma nova modalidade na medicina nuclear brasileira. Rev Panam Salus Pública 2006; 20(2/3):134-42. 3. Tilyou SM. The evolution of positron emission tomography. J Nucl Med 1991; 32(4):15N-9N, 23N-6N. 4. Townsend DW. Physical principles and technology of clinical PET imaging. Ann Acad Med [Singapore] 2004; 33(2):133-45. 5. Schöder H, Erdi YE, Larson SM, Yeung HWD. PET/CT: a new imaging technology in nuclear medicine. Eur J Nucl Med 2003; 30:1419-37. 6. Beyer T, Townsend DW, Brun T, Kinahan PE, Charron M, Roddy R et al. A combined PET/CT scanner for clinical oncology. J Nucl Med 2000; 41(8):1369-79. 7. Alavi A. PET imaging I. Radiol Clin N Am 2004; 42(6):xi-xiii. 8. TownsendDW,BeyerT.AcombinedPET/CTscanner:thepathtotrueimagefusion.Br J Radiol 2002; 75:24-30. 9. TownsendDW,BeyerT,BlodgettTM.PET/CTscanners:ahardwareapproachtoimage fusion. Sem Nucl Med 2003; 33(3):193-204. 10. Fahey FH. Data acquisition in PET imaging. J Nucl Med Technol 2002; 30(2):39-49. 11. Lartizien C, Kinahan PE, Comtat C. A lesion detection observer study comparing 2-dimensional versus fully 3-dimensional whole-body PET imaging protocols. J Nucl Med 2004; 45(4):714-23.

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12. El Fakhri G, Holdsworth C, Badawi RD, Santos PA, Moore SC, Van den Abbeele AD et al. Impact of acquisition geometry and pacient habitus on lesion detectability in whole body FDG-PET: a channelized hotelling observer study. Proceedings of IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference Record 2002; 3:1402-5. 13. LodgeMA,BadawiRD,GilbertR,DibosPE,LineBR.Comparisonof2-dimensionaland 3-dimensional acquisition for 18F-FDG PET oncology studies performed on an LSO-based scanner. J Nucl Med 2006; 47(1):23-31. 14. ThomAF,SmanioPEP.Medicinanuclearemcardiologia:dametodologiaàclínica.São Paulo: Ateneu, 2007. p.11-21. 15. Powsner RA, Powsner ER. Essential nuclear medicine physics. 2.ed. Massachusetts: Blackwell Publishing, 2006. p.1-19.

6 FUNDAMENTOS DE RADIOFARMÁCIA Ana Claudia Camargo Miranda Marycel Rosa Felisa Figols de Barboza

RADIOFARMÁCIA Radiofarmácia é um ramo da ciência que estuda os aspectos químicos, farmacológicos, bioquímicos, fisiológicos e de disciplinas similares, que se relacionam com o desenvolvimento de substâncias marcadas com radioisótopos.1,2 A radiofarmácia é classificada em: • industrial: entidade produtora de insumos radiofarmacêuticos, radio-

isótopos, moléculas marcadas, reagentes liofilizados e geradores de radionuclídeos; • hospitalar: unidade responsável por preparação e fracionamento de

doses individuais, marcação de reagentes liofilizados utilizando geradores de radioisótopos e marcação de células sanguíneas; • centralizada: a partir de produtos comerciais, é responsável pela etapa final de preparação dos radiofármacos e/ou de fracionamento em doses, as quais são enviadas aos serviços de Medicina Nuclear.1,2


RADIOISÓTOPOS PARA DIAGNÓSTICO E TERAPIA Todos os radioisótopos artificiais de uso clínico são produzidos por meio de reações nucleares em reator nuclear e acelerador de partículas (cíclotron) ou pelo decaimento radioativo natural de um radioisótopo denominado “pai”.1,2

Os radioisótopos utilizados para diagnóstico em câmara cintilográfica e em tomografia por emissão de pósitrons (PET) devem possuir as seguintes características: • emitir radiação gama ( ) com energia entre 100 e 300 keV ou pósi-

trons (+); • decair por captura eletrônica ou transição isomérica; • possuir meia-vida física (T 1/2) adequada ao estudo fisiológico de interesse; • não emitir radiação corpuscular, para minimizar a dose de radiação para o paciente.1,2 Os radioisótopos emissores de raios gama comumente utilizados para esse fim são: tecnécio-99m (99mTc – T1/2 de 6 horas), iodo-123 (123I – T1/2 de 13 horas), índio-111 (111In – T1/2 de 67,9 horas), tálio-201 (201Tl – T1/2 de73horas)egálio-67(67Ga–T1/2de78,3horas).Entreosradioisótopos emissores de pósitrons, estão: carbono-11 ( 11C – T1/2 de 20,4 minutos), nitrogênio-13 (13N – T1/2 de 10 minutos), oxigênio-15 (15O – T1/2 de 2,07 minutos), flúor-18 (18F – T1/2 de 110 minutos) e cobre-64 (64Cu – T1/2 de 13 horas). Em contrapartida, os radioisótopos utilizados em terapia devem atender as seguintes características: • emitir radiação particulada como beta (-), alfa (〈 ) e elétrons Auger

com energia maior que 500 keV;


ter capacidade de se concentrar o mais especificamente possível no tecido-alvo; • transferiraotecido-alvoumaaltataxadedosederadiaçãoparadestruí-lo; • não prejudicar os tecidos sadios adjacentes. •

Em relação à meia-vida do radioisótopo, ela dependerá de vários fatores, entre eles, a cinética de concentração no tecido-alvo. Deve haver uma compatibilidade entre o tempo necessário para o radiofármaco se concentrar no tecido-alvo e a meia-vida efetiva do radioisótopo.1,2 Os radioisótopos comumente utilizados são: lutécio 177 (177Lu – T1/2 de 64 horas), samário-153 (153Sm – T1/2 de 48 horas), ítrio-90 (90Y – T1/2 de 67,9 horas), rênio-186 (186Re – T1/2 de 73 horas) e iodo-131 (131I – T1/2 de 8 dias). GERADOR DE MOLIBDÊNIO-99/TECNÉCIO-99M (99Mo/99MTc)

Após aSegunda GuerraMundial, Carlo Perrier e Emilio Segrèderam ao elemento 43 o nome de tecnécio, a partir do grego technetos (artificial), por se tratar de um elemento produzido artificialmente pelo homem. O tecnécio passou a ser considerado um marcador universal, graças às suas características físicas, como meia-vida de 6 horas, decaimento por transição isomérica a 99Tc (99,9%), correspondente à emissão gama de 140 keV, e fácil marcação por reações radioquímicas com várias moléculas. É obtido por meio do gerador de molibdênio-99/tecnécio-99m (99Mo/99mTc) a custo relativamente baixo quando comparado aos outros radioisótopos, possibilitando o seu envio a locais distantes (Figura 1). O sistema do gerador é simples e compreende um par em equilíbrio radioativo transiente, que ocorre quando a meia-vida do radioisótopo designado “pai” é pelo menos 10 vezes maior que a meia-vida do radioisótopo designado “filho” – produto da eluição. É constituído de uma coluna de alumina ou por uma resina de troca iônica como suporte, à

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FIGURA 1 Gerador de 99Mo/99mTc .4

qual se acha adsorvido o 99Mo. Esse radioisótopo pai (T1/2 = 67 horas) decai para o radioisótopo filho 99mTc (T1/2 = 6,02 horas). O 99mTc resultante do decaimento é facilmente eluído da coluna por meio de solução salina, utilizando um frasco a vácuo. 1-3 O isótopo de tecnécio utilizado em Medicina Nuclear é o tecnécio metaestável (Tc-99m), cuja química é semelhante à dos elementos de transição, dando srcem a uma série de estados de oxidação e formando complexos de coordenação com uma variedade de ligantes orgânicos e inorgânicos. Em solução aquosa, o estado mais estável é +7 (pertecnetato de sódio – 99mTcO4-) e +4 (99mTcO2). Agentes redutores são utilizados para transformar o estado de oxidação +7 em estados menores para que a marcação ao traçador ocorra; o cloreto estanoso (SnCl 2) é o agente de maior utilização.1,3 Conformeacurvadedecaimentoecrescimentodogeradorde99Mo/99mTc, seurendimentomáximoocorreapós23horasdaúltimaeluição.1,2


Problemas com o rendimento do gerador de 99Mo/99mTc O gerador de 99Mo/99mTc pode apresentar alguns problemas durante o processo de eluição: • frasco coletor vazio: quando o frasco coletor permanece vazio, relata-

-se como causa a falta de vácuo no frasco e a medida corretiva é realizar a reeluição com um novo frasco a vácuo; • volume maior e atividade menor do que o esperado: se após a eluição for observado um volume maior que o esperado (normalmente 6 mL) e atividade de 99mTc menor, relata-se como causa uma eluição anterior incompleta com a ocorrência da radiólise. A medida corretiva é passar vácuo no sistema utilizando um frasco a vácuo e reavaliar na próxima eluição; • volume correto e atividade baixa: a provável causa é a ocorrência do fenômeno chamado de channelling ou canais, e a medida consiste em “bater” levemente o gerador contra o chão ou realizar o processo de eluição repetidas vezes; • volume baixo e atividade baixa: esse problema pode ocorrer por diversas causas, como bolhas de ar ou bloqueio de tubos ou agulhas. Nesse caso, o fabricante do gerador deve ser contatado para realizar uma avaliação neste aparelho.1,3 RADIOFÁRMACOS Os radiofármacos não possuem ação farmacológica e podem ser definidos simplesmente como um substrato (substâncias orgânicas ou inor-

gânicas, partículas, biomoléculas – anticorpos, proteínas – ou células sanguíneas) que funciona como um vetor com certa especificidade por algum órgão ou por uma função fisiológica e/ou fisiopatológica e que, ligado quimicamente a um radioisótopo, pode ser utilizado para fins diagnósticos e terapêuticos; sua aplicação diferencia-se por sua forma farmacêutica, quantidade e qualidade da radiação emitida. Atualmente,


cerca de 95% dos radiofármacos são utilizados com intuito diagnóstico e apenas 5% para fins terapêuticos, como o iodo-131 (131I), amplamente utilizado para a realização do tratamento do carcinoma diferenciado da tireoide. Em menor escala, há o ácido etilenodiaminotetrametilenofosfonato (EDTMP-153Sm), emissor de radiação gama () e beta (-), que é utilizado como um paliativo da dor óssea metastática por concentrar-se nas áreasdemetástasesósseas,emrazãodaafinidadequímicadoEDTMPao cálcio, e, atualmente, o octreotato-DOTA-177Lu, que está sendo utilizado para tratamentos de tumores neuroendócrinos.1 No desenvolvimento de um novo radiofármaco, vários fatores devem ser levados em consideração, como a escolha e produção do elemento radioativo, a escolha e obtenção do substrato de marcação e o método a ser aplicado no processo.1 Exceto em casos específicos, os radiofármacos não devem ser administrados em mulheres grávidas ou em período de amamentação. As atividades e as soluções a serem administradas são de responsabilidade do médico nuclear, que possui como base as diretrizes (guidelines) da Society of Nuclear Medicine (SNM) e da European Association of Nuclear Medicine (EAMN). De uma forma geral, as atividades administradas são calculadas de acordo com a superfície corpórea, principalmente em crianças. A administração de um radiofármaco em um paciente resulta em certa dose de radiação absorvida; entretanto, somente o uso repetitivo por longo período pode promover alterações somáticas ou danos genéticos. Os efeitos secundários ou reações adversas provocados pelos radiofármacos são eventos raros, porém existem alguns relatos de reações alérgicas que incluem, na maioria dos casos, sintomas clínicos variados como febre, rubor, náuseas e erupções urticantes e eritematosas. A administraçãointravenosadoradiofármacopodecausardorouirritaçãolocalizada no ponto de administração do produto.4


Controle de qualidade dos radiofármacos Para que o radiofármaco seja utilizado em Medicina Nuclear, alguns requisitos básicos e características devem ser atendidos, como: • meia-vida física compatível com os estudos a serem realizados; • toxicidade baixa; • purezas radionuclídica, radioquímica e química adequadas; • atividade específica alta; • reprodutibilidade e efetividade; • esterilidade e apirogenicidade; • disponibilidade e preço baixo. 1,2

Os aspectos referentes ao controle de qualidade devem ser considerados, pois antes de ser administrado no ser humano, o radiofármaco deve estar em conformidade com as normas e os procedimentos farmacêuticos (Boas Práticas de Fabricação – BPF) que fazem alusão aos requerimentos de qualidade, eficácia e seguridade. Além disso, os controles radioquímicos devem ser realizados antes da administração do radiotraçador no paciente, conforme exigências das RDC-63 e RDC-38 da AgênciaNacionaldeVigilânciaSanitária(Anvisa),preservando,assim,a qualidade radiofarmacêutica. Os radiofármacos devem ser submetidos aos seguintes ensaios de controle de qualidade para garantir sua aplicação clínica: • características organolépticas: toda solução injetável, com exceção

das suspensões coloidais, deve apresentar aspecto límpido e sua coloração deve corresponder à especificação do material. Para uma preparação radiofarmacêutica, uma alteração na aparência física pode refletir em seu comportamento biológico. A ausência de partículas visíveis se determina mediante iluminação pontual com lâmpada de tungstênio, sobre fundo branco e negro;1-3,5,6


•

pH: é uma forma de expressar a concentração de íons hidrogênio de um meio, sendo definido como o logaritmo inverso da concentração de íons H+. Todos os radiofármacos devem apresentar pH apropriado para garantir sua estabilidade e integridade. O valor ideal é 7,4 (pH sanguíneo), podendo variar entre 2 e 9. O valor do pH de um radiofár-

maco pode ser verificado por um pHmetro ou pelo método de colorimetria com papel de pH;1-3,5,6 • pureza radionuclídica: é a fração da radioatividade total na forma do radionuclídeo desejado presente no radiofármaco. A pureza radionuclídica pode ser determinada pela medida das meias-vidas e características da radiação emitida pelos radionuclídeos. Emissores de raios gama se distinguem uns dos outros pela identificação de suas energias gama em um espectro obtido por um detector com cristal de germânio-lítio [Ge(Li)] acoplado a um analisador multicanal. No caso do gerador de 99Mo/99mTc, o excesso de 99Mo (valores maiores que 0,15 µCi 99

Mo/mCi 99mTc) no eluato caracteriza impureza radionuclídica;1-3,5,6 • pureza radioquímica: é a fração da radioatividade total do radiofármaco que está em uma forma química determinada. Cada radiofármaco tem uma pureza radioquímica específica, segundo os requisitos da farmacopeia, normalmente de no mínimo 90%. As causas da presença de impurezas radioquímicas são marcação inicial insuficiente, radiólise, decomposição, mudança de temperatura ou pH, exposição à luz ou presença de agentes oxidantes ou redutores. Impurezas radioquímicas ocasionam imagens de má qualidade decorrentes da alta radiação de fundo dos tecidos adjacentes e do sangue e expõem o paciente a uma dose de radiação desnecessária. Vários métodos analíticos são utilizados para determinação da pureza radioquímica de um radiofármaco; entreeles,destacam-secromatografiaempapel,camadadelgada,gele líquida de alta eficiência, extração por solvente, eletroforese em papel e gel e troca iônica. Em muitos radiofármacos, a presença de impureza radioquímica pode ser reconhecida pela alteração da biodistribuição;


contudo, é muito importante identificar uma preparação incorreta antes da administração no paciente. No caso do gerador de 99Mo/99mTc, os estados reduzidos de oxidação do 99mTc (+4, +5 ou +6 em vez de +7)caracterizamimpurezaradioquímica,ouseja,95%daatividadedo 99m

Tc deve estar no estado de valência +7;1-3,5,6 • purezaquímica:emumradiofármaco,éafraçãodomaterialnaforma

química desejada, independentemente de estar radiomarcado ou não. É necessário demonstrar a ausência ou presença de quaisquer ingredientes iniciais não marcados ou reagentes químicos empregados no processo de síntese que podem estar presentes no produto final. Deve-se determinar quali e quantitativamente a presença de contaminantesquímicosnãoradioativos,principalmenteseforemmetaispesados, substâncias tóxicas ou que alteram o comportamento físico-químico e biológico do radiofármaco. A determinação de impurezas químicas podeserrealizadapelosseguintesmétodosanalíticos:ensaiosdegota (spot test), espectrofotometria de UV visível, espectroscopia de absorção atômica, cromatografia em camada delgada e extração por solvente. No caso do gerador de 99Mo/99mTc, caracteriza-se pela presença no eluato de Al2O3da coluna de troca iônica do gerador com valores inferiores a 5 µg/mL;1-3,5,6

esterilidade: indica ausência total de micro-organismos viáveis (bactérias, fungos e leveduras) em uma preparação radiofarmacêutica. Para assegurar a esterilidade de um radiofármaco é necessário aplicar as BPF, que incluem técnicas assépticas para preparação e fracionamento do produto. O ensaio de esterilidade deve ser realizado sob fluxo laminar,classe100,demodoasséptico,incubandopor14diasumaamostra do radiofármaco em meios de cultura que oferecem condições para o crescimento dos mais diversos micro-organismos, incluindo bactérias aeróbicas e anaeróbicas e fungos;1-3,5,6 • apirogenicidade:oradiofármacodeveseapresentarlivredepirogênios, que são diversas substâncias que produzem elevação de temperatura. •


Pirogênios exógenos são aqueles srcinários fora do corpo e induzem elevações térmicas quando administrados em humanos e animais. Endotoxinas são complexos de alto peso molecular associados à membranaexternadebactériasGram-negativas,sejamelaspatogênicasounão, e se constituem na mais importante fonte de pirogênio para a indústria farmacêutica. As endotoxinas apresentam tamanhos entre 0,05 e 1 µm, são solúveis e termoestáveis. Sua presença em uma preparação radiofarmacêutica pode causar sintomas como febre, calafrios, dores de cabeça, dilatação das pupilas e transpiração. Essas reações podem se manifestar num paciente no intervalo de 30 minutos a 2 horas após suaadministração.Ométodoinvitro,utilizadoparaadeterminaçãode endotoxinas,éoensaiodolisadodeamebócitosdeLimuluspolyphemus (LAL) baseado na gelificação de proteínas do lisado na presença de endotoxinas.1-3,5-8

Reagentes liofilizados marcados com 99mTc Osreagentesliofilizadossãomoléculasoucomplexosquesãofornecidosem forma de conjunto de reativos liofilizados (kits) para serem marcados com 99mTc (in situ) nas clínicas ou serviços de Medicina Nuclear (Figura 2) paraarealizaçãododiagnósticodediferentesdoenças.Elessãopreparados e administrados por profissionais credenciados em estabelecimentos especializadoseautorizadospelasentidadesdecontrolenuclear.Autilizaçãoea transferência do produto marcado e o controle de rejeitos radioativos estão sujeitosaosregulamentosdosórgãosoficiaiscompetentes. O processo de marcação é realizado pela adição de pertecnetato de sódio (99mTcO4-) provindo da eluição do gerador de 99Mo/99mTc no frasco do reagente liofilizado. Os frascos de reagentes liofilizados contêm o substrato de marcação e o íon estanoso, Sn (II), como agente redutor. A oxidação do Sn (II) resulta em pertecnetato livre ( 99mTcO2), que é captado por tecidos moles, glândulas salivares, glândula tireoide e estômago, promovendo artefatos na imagem cintilográfica.1-4,9,10,11


FIGURA 2 Frascos de reagentes liofilizados . 4

Além do potencial de oxidorredução, vários fatores devem ser considerados no processo de marcação com 99mTc, como a natureza do ligante, a estequiometria da reação, a ordem de adição dos diferentes reagentes e, ainda, o pH da reação. O grau de estabilidade do complexo que se forma dependerá, sobretudo, do tempo e da temperatura de reação.1 Para evitar problemas com marcação do reagente, o profissional deve seguir corretamente as instruções de preparo descritas nas bulas. Entre osprincipaispontosaseremobservadosduranteoprocessodemarcação de um reagente liofilizado com 99mTc, destacam-se: • • • • •

o reagente deve estar na temperatura ambiente e dentro do prazo de validade; verificar o volume e atividade adequados de 99mTc na bula; a seringa com o 99mTc não deve ter bolhas de ar; realizar assepsia da embalagem externa (frasco) para manter a esterilidade; ao introduzir o 99mTc, observar a presença de vácuo ou gás inerte no frasco do reagente; e incubar pelo tempo e condições adequados.1,2

77

78


A escolha do reagente liofilizado para marcar com 99mTc dependerá do tecido ou órgão estudado (Tabela 1).

TABELA 1 Principais reagentes liofilizados marcados com 99m Tc e suas aplicações clínicas Reagentes liofilizados marcados com 99m Tc Pertecnetato de sódio (99m Tc)

Aplicação clínica Detecção de divertículo de Meckel Cintilografia das glândulas salivares

Ácido dietilenotriaminopentacético

Cintilografia da tireoide

(DTPA-99mTc)

Cintilografia renal dinâmica

Ácido diisopropiliminodiacético

Cintilografia pulmonar (ventilação)

(DISIDA-99mTc)

Cintilografia das vias biliares

Ácido dimercaptosuccínico (DMSA-99mTc)

Cintilografia renal quantitativa

Ácido fítico (FITATO-99mTc)

Cintilografia hepática

Etilenodicisteína dietil éster

Cintilografia para pesquisa de linfonodo sentinela

(ECD-99mTc)

Cintilografia de perfusão cerebral ( spect cerebral)

Metilenodifosfonato de sódio 99m

Cintilografia óssea

99m

Cintilografia de perfusão pulmonar

(MDP- Tc) Macroagregado de soro albumina humana (MAA- Tc)

Cintilografia de perfusão arterial Pirofosfato (PIRO-99mTc)

Linfocintilografia Cintilografia óssea Cintilografia para pesquisa de necrose Cintilografia das câmaras cardíacas

Sestamibi

Cintilografia para pesquisa de sangramento intestinal

(MIBI-99mTc)

Cintilografia de perfusão do miocárdio

Soro albumina humana

Cintilografia das mamas

(SAH-99mTc)

Linfocintilografia de membros inferiores


OUTROS RADIOFÁRMACOS EM MEDICINA NUCLEAR

Citrato de Gálio-67 (67Ga) O 67Ga pertence ao grupo III de metais na tabela periódica e atua como metal em pH baixo formando hidróxido em pH próximo à neutralidade; é produzido em cíclotron pela irradiação de zinco enriquecido. O alvo é processadoportécnicasdeintercâmbioemresinaeextraçãoporsolventes, evaporando a secura em isopropil éter e redissolvendo em ácido clorídrico 0,05 M. O produto final é preparado neutralizando o 67GaCl3 com uma solução de citrato de sódio a 4%. O 67Ga decai por captura eletrônica a zinco-67(67Zn)estável,possuiumameia-vidafísicade3,26diaseenergia gama () de 93 keV com 37% de abundância; 185 keV com 20% de abundância; 300 keV com 17% de abundância; e 394 keV com 5% de abundância.1 Esse radiofármaco possui comportamento biológico semelhante ao íon férrico e circula no sangue ligado à transferrina; é transportado para os receptores celulares e incorporado no espaço intracelular. O rim excreta, nas primeiras 24 horas, de 15 a 25% da dose administrada e a partir dessepontoocólonpassaaseraprincipalviadeexcreção.Oclareamento corporal é lento, com meia-vida biológica de 25 dias. É indicado para o estadiamento pré e pós-tratamento de doença de Hodgkin e linfoma não Hodgkin, melanoma metastático e carcinoma hepatocelular.2,4,10

Cloreto de Tálio (201Tl) O Tálio (201Tl) foi produzido pela primeira vez em 1973 na forma de cloreto de tálio e se tornou importante nos estudos cardiovasculares em Medicina Nuclear pela sua aplicação não invasiva nos estudos de esforço e repouso. Pertencente ao grupo III dos metais e é produzido em cíclotron; após a irradiação, o decaimento e a separação química do chumbo, o 201Tl é recuperado na forma de cloreto de tálio (201TlCl); deve apresentar pureza radioquímica superior de 95%. O 201 Tl possui meia-vida de 73,1 horas, sendo seu principal pico energético de 0,135 MeV (2,7%) e 0,167 MeV (10%), com uma energia de transição no decaimento de

80


0,456 MeV.1,2,4,10,11 Biologicamente, o íon tálio tem o tamanho e o comportamento iguais aosdoíonpotássio(K+);penetrarapidamentenacélulaviabombaNa/K formando parte do pool intracelular do potássio. Entre as aplicações do 201 TlCl estão pesquisa de gliomas, carcinomas de mama, tumores ósseos enolinfomas. Ele também é indicado para avaliar a perfusão miocárdio diagnóstico e a localização do infarto do miocárdio e nodoprocesso de isquemiacardíaca.Entretanto,abaixaenergiadosfótonsdo201TlCl(70a 80 keV) se traduz na inadequada qualidade de imagem comparada com os agentes ou radiofármacos de 99mTc. Além disso, seu custo é elevado, relacionado à baixa disponibilidade do composto. As limitações no uso do 201TlCl levaram ao desenvolvimento dos complexos de 99mTc, todos lipofílicos e com carga monopositiva, em muitos casos, com a captação pelo miocárdio em algumas espécies animais, permitindo administrar altas doses, com um incremento na qualidade de imagem e baixa dose de radiação ao paciente.1,2

Iodeto de sódio – Iodo-131 (131I)/Iodo-123 (123I) O 131I é um membro do grupo VII dos elementos da tabela periódica, denominado“halogênioscom7elétronsdevalência”.Oiodoéproduzidona formadeiodetodesódio,e,emcondiçõesfavoráveiseemsoluçãoaquosa, pode atuar em reações de oxidação, produzindo formas voláteis. O isótopo 131I é obtido em reator nuclear como um subproduto da fissão do urânio e também pela ativação do telúrio-130 (130Te) com nêutron. O 131 I possui uma meia-vida de 8,04 dias decaindo para 131Xe estável (0,971 MeV), com emissão de um gama de 0,364 MeV com 81% de abundância. Esse é o principal fóton usado na detecção de imagem em gama-câmara; orestantedaenergiadetransiçãode0,607MeVéreferenteàspartículas beta e neutrino.1,2 O iodo-123 (123I) é produzido em cíclotron pela irradiação do gás xe-


nônio-124 (124Xe) enriquecido com prótons, resultando em um produto final ultrapuro. Decai por captura eletrônica (EC) a telúrio-123 (123Te), que é estável (meia-vida = 1,2 × 1013 anos). O 123I é facilmente colimado e sua energia gama de 159 keV é eficientemente detectada por equipamentos convencionais. A meia-vida de 13,2 horas e a ausência de radiação beta reduzem significativamente a dose de radiação em tireoide em relação ao 131I. As únicas desvantagens são o custo e a logística de transporte, já que o 123I é um radioisótopo de cíclotron. 1,2,4,10,11

Metaiodobenzilguanidina (MIBG-123I e MIBG-131I) A metaiodobenzilguanidina (MIBG) é um análogo da noradrenalina e, quando marcada com radioiodo, é amplamente utilizada no diagnóstico e no controle de tumores neuroendócrinos, especialmente feocromocitomas e neuroblastomas, e, recentemente, na avaliação da inervação adrenérgica do músculo cardíaco.1,2 125

Três radioisótopos são comumente usados para marcar a MIBG: 123I, 131I e I;entretanto,o 123I,produzidoemcíclotron,mostrou-secomoumradioisó-

topoidealporsuascaracterísticasfísicas(energia,abundânciaemeia-vida). O processo de marcação com iodo (131I ou 123I) é de intercâmbio isotópico ou troca eletrofílica em fase sólida a 155 a 165oC por 30 minutos utilizando sulfato de amônia e cobre. O produto final é dissolvido em solução salina estéril, filtrado em membrana de 0,22 µm, com pH = 6 e conservado em baixa temperatura antes do uso. Seu rendimento de marcação é de aproximadamente 97 a 98% com uma pureza radioquímica superior a 95%. A glândula tireoide deve ser bloqueada com iodeto de potássio (KI) sempre que são realizados esses estudos.1 Além da realização de imagens cintilográficas, o MIBG-131I em doses mais elevadas (200 a 300 mCi) pode ser utilizado para tratamento de tumores nas glândulas adrenais e tumores derivados da crista neural e do sistema nervoso adrenérgico (neuroblastoma e feocromocitoma).2,4

Fluordeoxiglicose (FDG-18F)


O flúor-18 (18F) tem sido usado há mais de três décadas como traçador em diversasformasquímicasemumavariedadedeórgãos.Desdeaintrodução em 1977 da 2-[18F] flúor-2 deoxy-D-glicose (FDG-18F) por Ido, o composto tornou-se um valioso instrumento no estudo do metabolismo da glicose em tecidos normais e com patologia em conjunção com a tomografia por emissão de pósitrons (PET – positron emission tomography) para estudos docérebro,pulmão,coraçãoetumores,assimcomoempesquisasemgeral. O 18Féproduzidoemcíclotron,possuimeia-vidadeaproximadamente110 minutos com decaimento por emissão de pósitrons (+) e é produzido em formaaquosacomaltaatividadeespecíficaelivredecarregador. A FDG-18F é um análogo da glicose com um átomo de F substituindo o grupo hidroxil na posição do C2 da D-glicose. Essa modificação permite que a FDG continue a ser substrato para o transporte da glicose e para a conversãopelaenzimahidroxiquinaseaFDG-6-fosfatase.Dessamaneira, é captada nos tecidos e sua distribuição pode ser usada para mapear o metabolismo da glicose. A FDG difere da glicose por não ter uma reabsorção tubular, sendo rapidamente excretada na urina. 1,2,4,10 A principal rota de eliminação da FDG-18F é a urinária, sendo 20% da doseexcretadaem2horas;assim,abexigasetornaumórgãocrítico.Esse radiofármaco é utilizado para estudos oncológicos (detecção de tumores primários e suas recidivas, avaliação de resposta terapêutica e pesquisa de metástases), neurológicos (quadros demenciais, sequelas de traumas cranianosetumores)ecardiológicos(estudodeviabilidadeedetecçãode doenças coronarianas) em menor escala.1,2,4,10 REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS Saha GB. Fundamen tals of nuclear pharmacy. 5.ed. New York: Sprin ger, 2004. 1. p.144,151-73. 2. Thrall JH, Ziessman HA. Medicina nuclear. 2.ed. Rio de Janeiro: Guanabara Koogan, 2003. p.57-9. 3. Zoller I. Technetium-99m pharmaceuticals: preparation and quality control in nuclear


medicine. Viena: Springer Verlag, 2007. 4. Disponível em: https://www.ipen.br; acessado em: 20 de janeiro de 2011. 5. Manual de Protocolos de Calidad de Radiofarmacos. São Paulo: ARCAL XV, 1999. p.10. 6. Manual de Buenas Practicas Radiofarmaceuticas. Montevideo: ARCAL XV, 1998. p.12. 7. Pearson FC. Pyrogens endotoxins, LAL testing and depyrogenation. New York: Marcel Dekker, 1985. p.11, 23. 8. Morales RP. Ensayo del lisado de amebócitos del Limulus (LAL). Rev Cub Farm 2004; 38(1):1-1. 9. International Atomic Energy Agency – IAEA. Preparation of kits for 99mTc radiopharmaceuticals. Viena: IAEA, 1992. p.93. 10. Oliveira R, Santos D, Ferreira D, Coelho P, Veiga F. Preparações radiofarmacêuticas e suas aplicações. Rev Bras Ciênc Farm 2006; 42(2):151-65. 11. Farmacopeia Brasileira. 5.ed. v.1. Brasília: Agência Nacional de Vigilância Sanitária, 2010. p.373.

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SEÇÃO 2

TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA

7 PRINCÍPIOS FÍSICOS DA TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA Fernanda Marques Abatepaulo Bruna Bonaventura Failla

Atomografiacomputadorizada(TC)éummétododeaquisiçãoedereconstrução de imagem de uma secção transversal com base em medições de atenuação.Emcomparaçãocomradiografiasconvencionais,essasimagens sãolivresdesobreposiçãodetecidosesãocapazesdegerarmaiorcontraste, em razão da eliminação da dispersão. Pode-se dizer que a maioria das tecnologiasemTCfoidesenvolvidaaolongodosanosbuscandomelhoriasno tempo de aquisição, na resolução espacial, no tempo de reconstrução das imagense,maisrecentemente,nareduçãodadosederadiação.1 HISTÓRICO

Em 8 de novembro de 1895, o físico alemão Wilhelm K. Roentgem descobriu os raios X, quando fazia pesquisas em seu laboratório com um tubo de Crookes. Ele percebeu que um elemento feito de platino cianeto de bário ficava brilhante, mesmo colocando diferentes materiais entre o tubo e o platino, sendo que alguns materiais se apresentavam mais opacos e outros, mais transparentes. Entre seus testes, colocou a mão de sua


esposa entre o tubo e um filme fotográfico, gerando uma radiografia, e a partir daí (1900) a radiologia passou a ser uma especialidade médica.2-4 A TC foi desenvolvida em 1970 por um físico norte-americano, Allan MacLeod Comark, e um engenheiro inglês, Goldfrey Newbold Hounsfield. AprimeiraTCdecrâniofoirealizadaem1971,emumhospitalemLondres, com rápidos progressos. No ano de 1972, em Middlex, Inglaterra, Housfield introduziu a TC como método de diagnóstico por imagem, obtendo grande repercussão, principalmente pela possibilidade de avaliação de tecidos moles, como músculos, vísceras e parênquima cerebral. Em 1973, foram instalados nos Estados Unidos e em alguns países da Europa os primeiros aparelhos de TC para exames de crânio. Em 1974, teve início o uso da TC para exames dos demais segmentos do corpo.Em 1979, Hounsfield e Comark receberam o prêmio Nobel. 2-4 Com o advento desse método, abriram-se novas perspectivas e em pouco tempo a técnica tomográfica foi ampliada, passando a fazer parte dos principais centros de diagnóstico por imagem do mundo. Ainda hoje, a TC vem sofrendo grandes transformações e é objeto de constantes pesquisas, voltadas principalmente para a redução no tempo de exame pelo aumento no número de detectores para obtenção dos cortes tomográficos e pelo desenvolvimento de programas mais rápidos para processamento das imagens.5 PRINCÍPIOS FÍSICOS BÁSICOS A TC é um método de diagnóstico por imagem que combina o uso de raios X obtidos por tubos de alta potência com computadores adaptados para processar grande volume de informação e produzir imagens com alta resolução.5 O tubo de raios X está disposto no interior do aparelho em um dispositivo rotatório de forma justaposta a um conjunto de detectores que


coletam o residual do feixe de radiação que atravessa o paciente. O conjuntodedetectoreséresponsávelpelatransformaçãodaenergiaresidual incidente em correntes elétricas que podem facilmente ser processadas por computador. O tubo de raios X emite um feixe de radiação em forma de leque ou cone que atravessa o paciente e sensibiliza um conjunto de detectores, encarregados de transmitir o sinal em forma de corrente elétrica de pequena intensidade a um dispositivo eletrônico responsável pela conversão dos sinais elétricos em dígitos de computador.2,3 GERAÇÕES DOS EQUIPAMENTOS DE TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA

Primeira geração Os tomógrafos de primeira geração foram apresentados à sociedade científicaporSirGodfreyNewboldHounsfield,em1972,eapresentavam como características um movimento de translação sincrônico do tubo de raios X e do detector, emitindo um feixe de radiação muito estreito (colimado), da espessura aproximada de um lápis, que fazia uma varredura linear sobre o objeto, coletando informações de 160 feixes distintos. Feitaaprimeiravarredura,otubosofriaumarotaçãode1°parainiciarnova varreduraecoletarasinformaçõesdeoutros160feixesnanovaprojeção (Figura 1). Esse processo se repetia por 180 vezes, e assim obtinham-se informações do objeto em 180 projeções diferentes, com variações de 1° em cada projeção. Esse equipamento possuía um detector e uma matriz de 80 80, sendo o tempo de aquisição de um corte tomográfico de aproximadamente 5 minutos e um estudo completo podia durar mais de uma hora. Esse tomógrafo possuía um ânodo fixo e alvo de dimensões relativamenteexageradas,massuficientesparasuportarocalorproduzido pelos sucessivos bombardeios de elétrons.1,3,5

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Detector

Fonte

FIGURA 1 Diagrama da primeira geração de tomógrafos, que utilizava um tubo de raio X paralelo com movimento de translação-rotação para a aquisição dos dados . 1

Segunda geração O primeiro tomógrafo de segunda geração foi lançado em 1974 e, nesse equipamento, a aquisição de dados passou a ser realizada a partir de múltiplos detectores, reduzindo o tempo de aquisição das imagens. O sistema de rotação e translação permaneceu, mas o feixe de raios ( fan beam ou feixe em leque estreito) passou a ter forma de leque e, juntamente com vários receptores, realizava várias medidas simultâneas e com um tempo reduzido para a aquisição das imagens (Figura 2). Esses equipamentos possuíam um conjunto de20 a 40 detectores variáveis,dependendo do fabricante, e matriz de 128 128. Nos equipamento de segunda geração, os tempos de aquisição dos cortes ficaram reduzidos a menos de 1 minuto. Atualmente, esses equipamentos estão proibidos de operar no mercado por apresentarem taxas de doses de radiação.1,3,5


Detectores

Fonte

FIGURA 2 Diagrama da segunda geração de tomógrafos, que utilizava movimento de translação-rotação para adquirir as imagens .1

Terceira geração

Nos equipamentos de terceira geração, o movimento de translação foi eliminado, mantendo-se apenas o movimento de rotação. O feixe de raios X foi ampliado graças às novas tecnologias do tubo de raios X e ao grande aumento no número de detectores, o que mudou completamente a geometria de varredura. Os tubos pararam de fazer varredura a cada grau e passaram a fazer movimentos de rotação contínuos ao mesmo tempo em que realizavam a coleta dos dados. Um conjunto de detectores com aproximadamente600unidades,suficientesparacoletarosdadosdeumfeixe largo de radiação, girando 360º sincronicamente com o tubo de raios X, reduziu os tempos de aquisição dos cortes para aproximadamente 2 a 5 segundosporimagem,comumamatrizdeaté1.024 1.024.Oconjunto é preso a cabos e sua varredura é de ida e volta. O processamento das imagens pelo computador também foi reduzido, variando entre 5 e 40 segundos (Figura 3). Os tomógrafos de terceira geração ainda ocupam grande parte dos serviços de diagnóstico por imagem, embora estejam sendo gradativamente substituídos pelos chamados TC helicoidais.1,3,5

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92


Detectores

Fonte FIGURA 3 Diagrama da terceira geração de tomógrafos, que adquiria as imagens pela rotação da fonte de raios X com uma geometria de feixe em leque e os detectores em volta do paciente . Portanto, a geometria é chamada movimento de rotação-rotação .1

Quarta geração Os tomógrafos de quarta geração consistiam em um tubo de raios X com movimento de rotação dentro de um conjunto fixo de detectores distribuídos pelos 360° da abertura do gantry, ocupando, assim, todo o anel. Contudo,emrazãodosproblemasdetecnologiadoscomputadoresedos detectores,damatemáticadereconstrução,doprocessamentodossinais e do tubo de raios X, os tomógrafos de quarta geração só puderam entrar efetivamenteemusoporvoltade1981.Comtodaessaevolução,grandes volumescorporais(tóraxeabdome)sópodiamserexaminadospormeio de cortes individuais e, dependendo do número de cortes, os pacientes permaneciam durante muito tempo na mesa de exame, cerca de 30 a 45 minutos para um exame completo do tórax ou abdome. Essa geração possuía um conjunto de 1.000 a 2.000 detectores, com o tubo de raios X


girando360°,eotempodeaquisiçãodoscorteserademenosde1segundoporimagem,comumamatrizdeaté2.048 2.048(Figura4).Houve uma melhora significativa na estabilidade dos detectores, mas o seu alto custo inviabilizou a sua produção. Poucas unidades dessa geração foram comercializadas.1,3,5 Detectores

Fonte FIGURA 4 Diagrama da quarta geração de tomógrafos, que utilizava um anel de detectores estacionário em volta do paciente .Apenas a fonte de raios X rotaciona com uma geometria de feixe em amplo leque, enquanto os detectores ficam parados . Portanto, a geometria é chamada de movimento de rotação estacionária .1

Sistema helicoidal/multislice

O tomógrafo helicoidal sucedeu o equipamento de quarta geração e a principalinovaçãoobservadaapartirdelafoiaintroduçãodatecnologia slip-ring, constituída de um anel de ligas especiais que fornece a tensão primária ao ânodo e ao cátodo do tubo de raios X, sem a conexão de cabos. Um sistema deescovas em contato como slip-ringleva as informa-

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ções previamente ajustadas pelo operador do sistema, particularmente no que se refere à exposição de dose. A ausência de cabos permitiu o giro contínuo dos tubos em uma única direção, associado ao deslocamento simultâneo da mesa, sendo os cortes tomográficos obtidos com a mesa em movimento, de forma que as fatias não são necessariamente planas, mas na forma de hélices, enquanto o método de aquisição se assemelha a um modelo espiral. A tecnologia helicoidal reduziu de forma drástica o tempo de realização dos exames e, com o sistema de computação mais moderno e potente, serviu de base para que o método tivesse mais agilidade e novos conceitos foram introduzidos, como o pitch e a interpolação de imagens. Alguns ingredientes básicos definem um processo helicoidal: um tubo de raios X em constante rotação e liberação de raios X e movimento de mesa constantes. Além disso, esses sistemas possuem resfriamento de tubo mais eficiente, movimento de mesa mais suave, programas de ajuste de movimento de mesa, detectores mais eficientes,melhorasnaadministraçãodosdadosbrutos(rawdata)egantry com design em slip-ring (Figuras 5 e 6). Oferece muitas vantagens, incluindo a otimização da administração do contraste iodado endovenoso, redução de registros incorretos da respiração e redução de artefatos de movimentação de órgãos como o coração. O resultado final de um escaneamento helical é um bloco de imagens, e não cortes separados, como ocorria com os métodos axiais. As informações são adquiridas em um volume que permite que os dados sejam manipulados em reformatações 3D e MPR sem que percam qualidade de imagem. 1-3,5


Início da aquisição em espiral

Direção do transporte contínuo do paciente

0 0

Caminho da rotação contínua do tubo de raios X e detector

Z (mm) t (s)

FIGURA 5 O tubo de raios X e os detectores realizam um movimento circular contínuo de 360º e deslocamento horizontal da mesa do paciente, em velocidade constante, através do aparelho; o exame pode ser realizado em um curto período e em uma única apneia . 1

Anéis deslizantes

Contatos deslizantes

Dados e sinais de controle Fonte de energia

FIGURA 6 Slip-rings ou anéis deslizantes . A tecnologia dos anéis deslizantes possibilitou que a TC helicoidal fosse implementada, pois permitiu um movimento contínuo do gantry . Esses anéis forneciam tensão ao tubo sem que ele ficasse preso a cabos . 1

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COMPONENTES DO APARELHO DE TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA Os atuais tomógrafos exigem computadores velozes, com processadores potentes e alta capacidade de armazenamento de dados. A plataforma de trabalho deve incluir o tratamento gráfico das imagens, necessário para as reformatações multiplanares, tridimensionais, entre outras. Um sistema de TC é constituído por gantry, mesa de exames, mesa de comando, computador para processamento das imagens e unidade de distribuição de força.3 Gantry

OsequipamentosdeTCapresentamumcorpochamadogantryconstituído de um grande bloco contendo no seu interior uma abertura, circular por ondeseposicionaopaciente.Naparteinteriordessaabertura,encontram-se fixados o tubo de raios X, os geradores de alta tensão, o conjunto de detectores e os computadores de bordo responsáveis pela realização das tarefas definidas na mesa de comando. Todo esse conjunto gira ao redor do paciente enquanto produz as imagens da tomografia.3,5

Mesa de exames A mesa de exames é o local onde é posicionado o paciente para a realização do exame. Deve ser constituída por materiais radiotransparentes e resistentes. Em geral, as mesas suportam pacientes com pesos elevados, variando de acordo com o fabricante. Existem acessórios utilizados na mesa de exames, sendo os principais suporte de crânio, extensão da mesa, dispositivos de contenção do paciente e suporte de soro (Figura 7).3


FIGURA 7 Equipamento multislice de 64 fileiras de detectores . Fonte: Hospital Israelita Albert Einstein (HIAE) .

Mesa de comando (console) A mesa de comando é o local onde se aciona os comandos para a realização do exame e onde ficam armazenados os protocolos para a aquisição das imagens. O console é protegido por um vidro plumbífero e é localizado fora da sala de exames. Pelo console, pode-se acionar a aquisição das imagens no decorrer do exame e acessar a página do planejamento, na qual é possível alterar parâmetros de uma imagem que ainda não tenha sido adquirida ou observar tecnicamente as imagens que foram realizadas. Por esse console, também pode ser realizado o pós-processamento das imagens e a documentação das imagens adquiridas.3

Tubo de raios X Em 1895, Wilhelm Roentgen observou que raios catódicos que escapavam de um tubo com vácuo por uma estreita janela de alumínio produziam uma luminescência em sais fluorescentes e um escurecimento em

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chapas fotográficas. Esses raios foram chamados de raios X (símbolo do desconhecido). Da mesma forma que a luz, as ondas de rádio e os raios infravermelhos, o raio X é uma onda eletromagnética e tem como características uma frequência e um comprimento de onda que são inversamente proporcionais. A geração de raios X se dá quando ocorre um choque de elétrons em alta velocidade com um objeto de metal, produzindo como consequência 99% de energia calórica e 1% de energia emitida em forma de raios X. Esse choque é feito utilizando-se um tubo de raios X, que consiste em uma ampola de vidro a vácuo com dois eletrodos, um cátodo e um ânodo. O vácuo é necessário para evitar que os elétrons se choquem com moléculas de gás antes de chegar ao alvo, evento que causaria a desaceleração dos elétrons, diminuindo sua energia cinética. O cátodo é composto de um filamento de tungstênio em forma de espiral com aproximadamente 1,5 mm de diâmetro por 10 a 15 mm de comprimento, e esse filamento é aquecido pela passagem de uma corrente elétrica de alta voltagem, produzindo uma nuvem de elétrons carregados negativamente. A temperatura do filamento controla a quantidade de elétrons emitidos; se a temperatura aumentar, mais elétrons são emitidos. O ânodo fica localizado inversamente ao cátodo e tem em sua face anterior uma placa de tungstênio, que é o “alvo” dos elétrons, ou seja, onde eles irão se chocar e produzir os raios X.3-6 Odeslocamentodoselétronsdocátodoparaoânodosefazpeladiferença de potencial (cátodo negativo e ânodo positivo), e quanto maior a energia empregada, maior será a diferença de potencial, gerando um maior 4-6

deslocamentoe,consequentemente,umamaiorintensidadedosraiosX. Aescolhadotungstênioparaodesenvolvimentodocátodoedoânodo se deve ao fato de ele ter altíssimo ponto de fusão (acima de 3.000°C) e umnúmeroatômicoalto(74),oquefavoreceageraçãoderaiosX.Como a grande maioria da energia gerada nesse processo é em forma de calor, foi desenvolvido o ânodo giratório, que consiste em um disco com uma parteenviesada(pontofocal)queficaconstantementegirandoemtorno


de um eixo, variando-se o ponto de contato do impacto dos elétrons e diminuindo o aquecimento. Esse eixo sobre o qual o ânodo gira também é de um material especial, o molibdênio, que tem um ponto de fusão alto, mas baixa condutibilidade térmica, impedindo que o calor chegue ao rotor, preservando suas estruturas. Além do ânodo giratório, outra estratégia para diminuir o aquecimento é o uso de óleo entre o vidro da ampola e o chumbo no exterior dela (o chumbo tem a função de “aprisionar” os raios X dentro da ampola, existindo apenas uma parte em que ele não está presente, que é por onde os raios X vão sair). O calor gerado é transmitido ao óleo por radiação e este é circulado através de um permutador de calor (Figura 8).3-5 Isolador de cerâmica

Único ânodo de 200 mm

Invólucro compacto de metal

Canal de refrigeração em espiral do óleo

FIGURA 8 Tubo de raios X .1

No tomógrafo, posicionado na frente do tubo de raios X, existe um colimador, que é responsável por focar a radiação, determinando sua direção e o formato do feixe. A colimação influi na dose de radiação incidida no paciente e, consequentemente, na qualidade da imagem. Uma colimaçãomaisestreitaresultaemcortesmaisfinos,menosfótonseuma imagem ruidosa.4 Localizada inversamente ao tubo de raios X e ao colimador está a placa de detectores, responsável por receber a radiação que foi produzida


pelo tubo de raios X, direcionada e limitada pelo colimador e atenuada pelos diferentes tecidos do paciente. É dessa atenuação dependente da densidade do tecido atravessado que vão resultar as diferentes graduações de cinza da imagem gerada.3-6

Colimação

Na TC, podem haver diferentes colimadores dependendo do tipo de scanner, mas todos oferecem as mesmas funções: reduzir a dose de radiação desnecessária para o paciente e determinar a amplitude do feixe de raios X. Pode-se ter um ou dois conjuntos de colimadores; o primeiro colimador é posicionado à frente do paciente (pré-colimador), próximo do tubo de raios X, no plano axial (plano X-Y) e o segundo, atrás do paciente (pós-colimador), próximo dos detectores. A colimação determina a amplitude do feixe de raios X e pode afetar tanto a dose de radiação quanto a qualidade da imagem (Figura 9).5

FIGURA 9 Equipamento multislice com o gantry aberto . Seta demonstrando a posição do colimador . Fonte: HIAE .


Em equipamentos não helicoidais, o pré-colimador não só reduz a dose no paciente como também define a espessura do corte da imagem. Contudo, nos equipamentos multislice, os detectores definem a espessura do corte, e não o pré-colimador. Nos equipamentos multislice, feixes mais estreitos aumentam a dose em razão da sobreposição do feixe ou efeito overbeaming (p.ex., uma colimação de 4 1,5 mm resultará em uma dose mais alta que uma colimação de 16 1,5 mm). 5

Detectores Os detectores nos equipamentos de tomografia são tão importantes quanto o tubo de raios X. As principais características dos detectores estão relacionadas com custo, eficiência, estabilidade e velocidade, sendo o custo o principal fator dos altos preços dos aparelhos de TC atuais. Distinguem-se basicamente dois tipos de detectores: de cristais luminescentes e de câmara de ionização.3,4

Detectores de cristais luminescentes Esses detectores são formados a partir de cristais de iodeto de sódio acopladosapequenascâmarasfotomultiplicadoras.Quandoofeixeinterage com esses cristais, uma pequena quantidade de luz é emitida na razão diretamente proporcional à intensidade da radiação incidente. Um tubo fotomultiplicador acoplado a esses cristais se encarrega de amplificar o sinal recebido, transformando-o numa corrente elétrica de pequena intensidade. O resultado final é armazenado na memória do computador. Os detectores de cristais luminescentes são bastante eficientes, embora apresentem o inconveniente da fosforescência, que ocasiona respostas não lineares para diferentes intensidades de radiações. Esse problema se reflete principalmente entre tecidos de grandes diferenças de densidade, como os ossos e o ar.3


Detectores de câmara de ionização Os detectores que usam câmara de ionização são constituídos por pequenos tubos que possuem gás nobre em seu interior, frequentemente o xenônio, e que, em presença de radiação, sofrem uma ionização temporária, fazer surgir uma pequenaelétrica corrente que levará a suficiente informaçãopara ao computador. A corrente seráelétrica proporcional à ionização gerada no interior do detector e refletirá a intensidade da radiação residual na sua trajetória. Os detectores de câmara de ionização são mais simples que os de cristais luminescentes, mas não mais eficientes, pela baixa quantidade de moléculas de gás no seu interior. No entanto, esses detectores apresentam melhor resposta às variações na intensidade linear entre diferentes estruturas.3 TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA MULTIDETECTORES

Em meados década de 1990, a tecnologiada datomografia TC e suas aplicações atingiram umdaplatô. Contudo, o surgimento computadorizada multidetectores (TCMD) foi considerado o maior salto evolutivo em tecnologia da TC. A partir de 1998, a maioria dos fabricantes lançou tomógrafos com pelo menos quatro fileiras de detectores. O arranjo dos detectores pelo eixo Z e as espessuras dos cortes variam entre os sistemas.Onúmerodecortesobtidosporrotaçãodotuboédefinidonoplano do paciente (isocentro). Aumentando o número de detectores, a capacidade de aquisição dos dados aumenta dramaticamente, enquanto a eficiência do tubo de raios X também aumenta. Com o desenvolvimento na velocidade de rotação, a velocidade diminuiu de 1 segundo para menos de0,3segundos(300ms)efezcomquearesoluçãotemporalsetornasse uma prática possível. O sistema de tomografia chegou ao topo baseado no número de cortes inibidos em um tipo de progressão geométrica, do detector único ao detector duplo, com técnicas não helicoidais e helicoidais simples, evoluindo do tomógrafo de quatro detectores ao de 64, e recentemente ao de 320 e ao dual-source (Figura 10).4


16 1,25 mm GE/Philips 20 mm

1,5 Siemens

5

2

1 mm

2,5

1,5

2,5

5

20 mm 4 0,5 mm Toshiba 15 mm

15 mm 32 mm Z - axis

FIGURA 10 Alguns exemplos de tecnologias de feixes de detectores disponíveis em tomografia multislice de múltiplos detectores .1

Equipamentos de 320 fileiras de detectores Os tomógrafos de 320 detectores podem efetuar a varredura de um órgão – inclusive coração, cérebro e outros – em uma rotação, porque abrangem até 16 cm de anatomia, usando 320 elementos detectores de 0,5 mm de ultra-alta resolução. Dessa forma, reduzem o tempo do exame, bem como a dose de radiação e de contraste, e aumentam drasticamente a confiabilidade do diagnóstico. O órgão ou a área é capturado em uma única rotação, em um período, eliminando a necessidade de reconstruir imagens a partir de distintos intervalos de tempo. 5

Equipamentos dual-source A demanda por uma melhor resolução espacial e temporal levou ao desenvolvimento do dual-source. O equipamento usa dois tubos de raios X posicionados a 90° e dois detectores correspondentes em um único gan-

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try,cadaumcapazdefornecer64cortesporrotaçãodogantry.Ocampo

devisão(FOV)émenorquandoessestubosderaiosXsãousadossecomparadoscomumequipamentodeapenasumtuboderaiosX.Oprincipal objetivo do dual-source é o aumento da velocidade, e isso é particularmente importante nos estudos cardíacos. A segunda potencial vantagem consiste no fato de que os dois tubos de raios X, enquanto trabalham simultaneamente, podem ser programados pelo operador para usar kVs diferentes e isso produz fótons de raio X com diferentes energias, melhorando a resolução temporal. A atenuação do feixe em um objeto é dependentedadensidadedoobjetoedaenergiadofeixederaiosX.Noentanto, informações adicionais podem ser adquiridas sobre o objeto escaneado quando duas energias de raios X são usadas e a diferença de atenuação é analisada. Essa estratégia pode ser usada para diferenciar, por exemplo, contraste iodado de outros materiais densos. 5 Características de atenuação são usadas para separar materiais como osso, tecido mole e meio de contraste, o que abre caminho para transformar uma modalidade da imagem que fornece informações anatômicas em uma que fornece tipos de informação tanto anatômicas como funcionais.5 Muitas novas aplicações clínicas estão em desenvolvimento e poucas estão em processo de validação; as pesquisas indicam que a aplicação do dual-source, apesar de ainda estar no início, tem um grande potencial para continuar crescendo.5 O futuro da TCMD foi fácil de prever até agora, pois desde o tempo em que os equipamentos se tornaram comercialmente disponíveis, a discussão tem sido dominada pela então nomeada guerra dos cortes, com os fabricantes introduzindo equipamentos capazes de prover maior número defileirasdedetectores,cadavezmaisdesenvolvidostecnologicamente.5


REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS 1. Mahesh M. The AAPM/RSNA physics tutorial for residents – Search for isotropic resolution in CT from conventional through multiple-row detector. RadioGraphics 2002; 22:949-62. 2. Doyon D, Cabanis EA, Frija J, Halimi P, Roger B. Tomografia computadorizada. 2.ed. São Paulo: Medsi, 2004. 3. Nóbrega AI. Manual de tomografia computadorizada. São Paulo: Atheneu, 2005. 4. Novelline RA. Fundamentos de radiologia de Squire. 5.ed. Artmed, 1999. 5. Mahesh M. MDCT physics – The basics. Philadelphia: Wolters Kluwer, 2009. 6. HenwoodS.Técnicasepráticanatomografiacomputadorizadaclínica.RiodeJaneiro: Guanabara Koogan, 1999. 7. Cody DD. AAPM/RSNA physics tutorial for residents: Topics in CT – Image processing in CT. RadioGraphics 2002; 22:1255-68. 8. NakayamaY,AwaiK,FunamaY,HatemuraM,ImutaM,NakauraTetal.AbdominalCT with low tube voltage: Preliminary observations about radiation dose, contrast enhancement, image quality, and noise. Radiology 2005; 237:945-51. 9. Karcheliess M, Schaller S, Kalender W. Advanced single slice rebinning in cone beam spiral CT. Med Phys 2000; 27:1881-902. 10. Flohr TG, Schaller S, Stierstorfer K, Bruder H, Ohnesorge BM, Schoepf UJ. Multi-Detector row CT systems and image-reconstruction techques. Radiology 2005; 235:756-73. 11. Frush D. Strategies of dose reduction. Pediatr Radiol 2002; 32:293-7. 12. Maiernofor L, Guerrini RM. Guia prático de tomografia computadorizada. São Paulo: Roca, 2001.

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8 PARÂMETROS DE AQUISIÇÃO E RECONSTRUÇÃO DAS IMAGENS Fernanda Marques Abatepaulo Bruna Bonaventura Failla

INTRODUÇÃO A tomografia trabalha com tubos de raios X de alta potência dispostos no interiordocorpodoequipamentoeapresentaummovimentoderotação de forma justaposta a um conjunto de detectores, que são os elementos responsáveis pela coleta do feixe transmitido pelo paciente. A tomografia computadorizada (TC), fundamentalmente, é um método de medida da atenuação dos raios X que atravessam o paciente, pelo plano de secção transversal de espessura fina do corpo, sensibilizando um conjunto de detectores que transformam essas medições do poder de penetração da radiação em uma imagem digital de secções axiais do corpo por meio

de um processo matemático.1-4 Para a aquisição dos dados, dois métodos são comumente empregados:corteacorteouaquisiçãoaxial(giroecoletadedadosdecadacorte transversal), e aquisição de volume (espiral ou helicoidal). No corte a corte, é realizado um único movimento circular em torno do paciente, gerando uma imagem tomográfica, seguido do movimento da mesa; já na aquisição volumétrica, o paciente move-se de forma contínua para


dentro ou para fora do aparelho enquanto o tubo de raios X e os detectores realizam um movimento circular de 360°, e a resultante dos movimentos é equivalente a uma aquisição helicoidal.3,5 Uma medição da atenuação quantifica a fração da radiação removida ao por Xuma determinada quantidade de interpretada um material específico de passar espessura e, para que a imagem possa ser como uma imagem anatômica, múltiplas projeções são feitas a partir de diferentes ângulos. O computador, de posse dos dados obtidos nas diferentes projeções, reconstrói uma imagem digital em forma de matriz de elementos individuais (pixels) de 512 512 ou 1.024 1.024. Cada elemento de imagem da matriz (pixel) se apresentará com um tom de cinza correspondente à sua densidade, que indica o coeficiente de atenuação linear médio do tecido em questão. O coeficiente de atenuação linear médio é baseado nos coeficientes da água, do ar e dos ossos. Estruturas com alta densidade radiológica, por exemplo, os ossos, “claras” “hiperatenuantes” na imagem tomográfica, e o se ar, apresentam pela sua baixa densi-ou dade, se apresenta “escuro” ou “hipoatenuante”. A água encontra-se no centrodaescala,sendoutilizadacomoreferência.Aescaladedensidades é conhecida como escala de Hounsfield e associa as densidades das diferentes estruturas anatômicas a um valor específico na escala de cinza. 3-5 MATRIZ A matriz é composta de pixels (ou elementos de área) dispostos em colunaselinhas.Umamatrizdealtaresoluçãoapresentapixelsdepequenasdi-

mensões, com maior resolução imagem formada. A espessura do corte forma a terceira dimensão e estádarelacionada à profundidade do corte. O volume formado pelo pixel e pela profundidade do corte é conhecido por voxel. O voxel representa o elemento tridimensional da imagem. O pixel é o elemento pictórico quadrado individual que compõe a matriz, sendo bidimensional. O tamanho do pixel, em geral, fica entre 0,1 e 1 mm e pode ser determinado da seguinte forma:


Tamanho do pixel = Campo de visão (mm) Tamanho da matriz A cada pixel é atribuído um valor numérico denominado de número de TC, que está relacionado ao coeficiente médio de atenuação linear específico (µ) do voxel do tecido que ele representa. A escala de Hounsfield é utilizada para representar o número de TC (Figura 1). Cada voxel representa a unidade de volume da imagem, considerando a espessura do corte. Nos tomógrafos mais modernos, a obtenção dos dados para a formaçãodaimagempermiteumareconstruçãoisotrópica,ouseja,comamesma qualidade de imagem em qualquer plano (axial, sagital e coronal). Isso é possível porque o voxel adquirido tem a mesma dimensão nos três eixos (X, Y e Z), formando um cubo, e, assim, permite qualquer reconstrução volumétrica com a mesma resolução da imagem axial.3-5

l e x o V

w

FIGURA 1 Imagem axial em tomografia .Cada pixel representa a atenuação de raios X em um pequeno voxel que se estende pelo tecido .Neste exemplo,o tamanho do pixel é aumentado . Em adição,em uma imagem real,todos os tecidos dentro de um único pixel devem ter o mesmo tom de cinza . 1 w = largura .

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ESCALA DE HOUNSFIELD A tomografia é um método que avalia a densidade entre os diferentes tecidos e, para isso, adota uma escala de densidades conhecida como escala de Hounsfield, em que a cada tom de cinza na composição da imagem é atribuído um valor numérico, o qual é calculado em relação ao

coeficiente de absorção linear da água (Tabela 1). A água é usada como referência, tendo valor igual a zero unidades Hounsfield (UH). Tecidos com densidade maior que água assumem valores positivos e os de densidade menor que a água, valores negativos. A escala de Hounsfield assume valores de –1.000 (ar) até +1.000 (chumbo).4,5 Números de TC: K = 1.000 (atual) unidades Hounsfield (UH) Número de TC =

µtecido – µágua µágua

K

TABELA 1 Valores da escala de Hounsfield Tecido Ar Pulmão Gordura Água Rim Sangue normal Sangue coagulado Músculo Fígado Ossos

Coeficiente Hounsfield -1000 -900 a -400 -110 a -65 0 30 35 a 55 80 40 a 60 50 a 85 130 a 1000

Meio de contraste

100 a 1000

PARÂMETROS DE RECONSTRUÇÃO A TC mede a intensidade da radiação transmitida após a interação de um feixe com um órgão, sensibilizando um detector. A intensidade de radia-


ção transmitida compreende a radiação incidente menos a radiação absorvida/espalhada pelo objeto e é dada pela equação: I = I0

e – (µ) x

Em que: I = intensidade de radiação transmitida; I0 = intensidade de radiação incidente; e = base do logaritmo natural (2.718); µ = coeficiente de atenuação linear; x = espessura do objeto. A imagem tomográfica é formada por pequenos blocos de imagem correspondentes a cada voxel da matriz, tornando a equação mais complexa à medida que as matrizes apresentam melhor resolução. Em um equipamento que trabalha com matriz 512 512, a equação representada seria: I = I0

e – (µ1 + µ2 +µ3 +µ4 +...µ512).x

O número de equações para reconstrução de uma imagem aumenta em funçãodonúmerodedetectoresedonúmerodeprojeçõesutilizadasnaconstruçãodaimagem,sendonecessáriooempregode200milequaçõesparaareconstruçãodeumaúnicaimagemnosequipamentoscommatrizdealtaresolução(atuais),requerendoumsistemadecomputaçãodealtaperformance.3-6 Entre os algoritmos de reconstrução ou métodos matemáticos utilizados na reconstrução das imagens, estão a retroprojeção, o método interativo e o método analítico.4

Retroprojeção É um método que consiste basicamente na obtenção de imagens em diferentes projeções, com a correspondente somatória dos resultados obtidos em cada projeção. O resultado final apresenta a imagem real do objeto, contaminada por artefatos pelo efeito das inúmeras projeções.4


Método interativo Considera um valor médio de atenuação para cada coluna ou linha da imagem, compara os resultados obtidos com a média previamente estabelecida e faz os ajustes necessários adicionando e subtraindo valores em elemento da imagem, até a sua reconstrução final.densidades É parecidopara comcada o método da retroprojeção, eliminando as “contaminações” e apresentando imagens mais nítidas.4

Método analítico É utilizado em quase todos os equipamentos comerciais, sendo dividido em dois métodos conhecidos entre os matemáticos: a análise bidimensional de Fourier e a retroprojeção filtrada.4 AanálisebidimensionaldeFourierconsisteemanalisarfunçõesdetempo e de espaço pela soma das frequências e amplitudes correspondentes, sendo um método complexo para os nossos conhecimentos. A vantagem do uso do método analítico pela análise bidimensional de Fourier é o fato de o computador poder trabalhar com maior velocidade.4 A retroprojeção filtrada é um método similar ao de retroprojeção, em que são eliminados os borramentos por contaminação, tornando a imagem mais nítida. É utilizado em alguns equipamentos comerciais.4 PARÂMETROS DE AQUISIÇÃO

Kilovoltagem A kilovoltagem (1 kV = 1.000 volts) representa a diferença de potencial entre o polo negativo (cátodo) e o positivo (ânodo) do tubo de raios X. A kV determina a proporção do feixe de raios X que penetra no paciente e, quanto maior a kV, mais rapidamente os elétrons se movimentam, mais energético é o feixe de raios X produzido e mais uniforme a dose é distribuída ao paciente. Aumentar a kV reduz o contraste dos ossos com relação aos tecidos moles e produz um fluxo alto de radiação no detector, melhorando a resposta do detector e reduzindo artefatos.3,5


Miliampères Miliampères(mA)éacorrentedotuboe,portanto,onúmerodeelétrons que vão do cátodo ao ânodo (quantidade de radiação), sendo uma corrente anódica. Aumentar a amperagem significa aumentar a quantidade de elétrons acelerados dentro do tubo e,portanto, a intensidadedo feixe de raios. Equipamentos modernos possuem controle automático de exposição (AEC) que modulam a corrente (mA) conforme a espessura da fatia irradiada. Situações de alto contraste, como tórax e pelve, permitem uma redução do mA, mantendo a qualidade da imagem aceitável; portanto, deve-se variar o mA conforme o tamanho do paciente e/ou a parte do corpo a ser escaneada.3,5 A modulação automática da corrente do tubo é realizada por um programa que automaticamente ajusta a corrente do tubo com base na atenuação estimada do paciente em uma determinada área. Ele ajusta o mAdurantecadarotaçãodotuboparacompensarumalargavariaçãona atenuação dos raios X, como em sequências que vão desde os ombrosaté o resto do tórax. O tipo de programa varia de acordo com o fabricante, mas em um dos métodos as estimativas são derivadas dos escanogramas feitos em posições anteroposterior e lateral. A partir disso, o mA é calculado de acordo com o total de varredura da programação. Essas técnicas de modulação automática podem reduzir a dose de radiação que vai de 15 a 40%, o que diminui a dose de radiação no paciente.3

Tempo de rotação É o tempo que o conjunto de emissores e detectores de raios X leva para dar uma volta completa ao redor do objeto estudado em uma única rotação. Quanto maior o tempo de rotação, maior a quantidade de radiação deflagrada em uma área.5


Miliampères por segundo O miliampères por segundo (mAs) é obtido multiplicando-se o mA pelo tempoderotaçãodotubo.Elecontrolaaintensidadedofeixee,portanto, a dose de radiação. O mAs pode ser obtido por várias combinações entre mA e parâmetros de tempo de aquisição, reduzindo o mAs enquanto mantém-se o kV constante. 3,5 Pitch Pitchéarelaçãoentreavelocidadededeslocamentodamesa(mm/segundo)

e a espessura do corte (mm). Quanto maior o pitch, mais rápido a mesa se deslocará e mais rápida será a aquisição de dados, porém, menor a resolução das imagens. Nas aquisições helicoidais em equipamentos single-slice com pitch de 1, o deslocamento da mesa é o mesmo da espessura do corte (em aquisiçõescom cortes de10 mm, para cada imagem, a mesa se deslocará 10 mm a cada rotação do tubo). Se o pitch for alterado para 2, avelocidadedamesaseráduasvezesmaiorqueaespessuradecorte(em aquisições com cortes de 10 mm, para cada imagem, a mesa se deslocará 20 mm por rotação). Pitchs maiores que 1 reduzem a dose de radiação e a resolução da imagem; em pitchs menores que 1, há sobreposição do feixe (interpolação de imagens), resultando em maior dose de radiação e aumento da resolução da imagem.3-5 Com a introdução dos equipamentos multidetectores, o conceito de pitch mudou, tornando-se mais complexo. O beam pitch (feixe) distinguiu-se do detector pitch (detector), e ambos são definidos por:3 •

Beam pitch: PitchX = Deslocamento da mesa (mm/rotação)

Largura do feixe de raios X (mm) •

Detector pitch: PitchD = Deslocamento da mesa (mm/rotação)

Largura do detector (mm)


OfeixederaiosXécolimadopelalarguradodetectorearelaçãoentre o feixe e a colimação é dada por: Beam pitch: PitchX = PitchD

N A distância coberta em um escaneamento helicoidal pode ser calculada usando a equação a seguir: tempo total de aquisição 1 tempo de rotação (espessura de corte × cortes por rotação) = total de cobertura anatômica pitch

NaFigura2,háumademonstraçãodosdetectoressingle-sliceemultislice.

Tubo de raios X Tubo colimador

Trecho colimado

Colimador detector Feixe do detector do single Feixe do detector do multiple Single-slice Scanner TC

Multislice Scanner TC

FIGURA 2 Diagrama mostrando a diferença entre equipamentos com detector single-slice e detector multislice . O feixe do detector multislice mostrado é assimétrico e representa o design de um fabricante específico .1


Por exemplo: em uma sequência em que o pitch é 1,5, o tempo de aquisiçãoéde20segundos,com1mmdeespessuradecorte,4cortesporrotação, earotaçãodogantryéde0,5segundo,entãohaverá240mmdecobertura.6 Field of view

O field of view (FOV) é o campo de visão e representa o tamanho máximo do objeto de estudo no plano X-Y. Ele determina a área, dentro do gantry, onde os dados serão adquiridos. Os dados são sempre adquiridos em volta do isocentro do gantry. Quanto maior o FOV, menor é a qualidade da imagem obtida, pois em uma matriz fixa o tamanho dos pixels também aumenta, deixando a imagem mais granulada. Quanto menor o FOV, melhor a resolução da imagem e a visualização dos menores detalhes. O display field of view (DFOV) determina em que espaço dos dados coletados a imagem é criada.3-5

Espessura de corte Menoresespessurasdecorteapresentammaiordetalhamentonaimagem. A espessura de corte não afeta a dose de maneira direta, porém, as fatias finas são reconstruídas a partir de menos dados do que as fatias mais grossasetendematermaisruído.Emgeral,reduziraespessuradecorteexige o aumento da dose de radiação para reduzir o ruído na imagem.5

Algoritmos de reconstrução Os algoritmos de reconstrução determinam como os dados serão filtrados no processo de reconstrução. Os filtros modificam a imagem em relação a resolução, as bordas e os contornos, deixando a imagem mais ou menos granulada, tendo como finalidade melhor resolução espacial. Alguns filtros ajudam a amenizar artefatos, reduzindo a diferença entre pixels adjacentes, mas ao mesmo tempo diminuem a resolução espacial. Esses são normalmente os filtros de suavização ( smoothing). Outros acentuam a diferença entre pixels vizinhos para otimizar a resolução es-


pacial, mas diminuem a resolução de baixo contraste. Esses são comumente chamados de ósseos ou detalhados.3

Janelas São recursos computacionais que pelo permitem manipulação das imagens na escala de tonalidades de cinza uso dea números de TC conforme a necessidade de visualização de um determinado tipo de tecido. O nível da janela (WL) é o ponto central de uma faixa de números de TC selecionada e a largura da janela (WW) é a faixa de números de TC ao longo da qual a faixa de tons de cinza será exibida.5

Resolução espacial Resolução detalhada, também chamada de resolução espacial, é a capacidade do sistema de definir, de forma separada, pequenos objetos colocados muito juntos. Um exemplo que depende da resolução espacial é quandoexistemváriosfragmentosdeossopertodeumossofraturado.Há dois métodos para mensurar a resolução espacial: diretamente usando um phantom com pares de linhas ou analisando a informação espalhada dentro do sistema. Isso é conhecido como função de transferência de modulação. Quando comparada à radiografia convencional, a TC tem a pior resolução espacial. É a resolução de contraste que distingue a TC de outrasmodalidadesclínicas.AresoluçãoespacialemTCpodeserdescrita em duas dimensões: a resolução da direção X-Y é chamada resolução em plano; a resolução na direção Z é chamada resolução longitudinal.6

Resolução de contraste É a capacidade de diferenciar uma estrutura cuja densidade varia ligeiramente em relação à densidade do meio ao seu redor. Também pode ser definida como a sensibilidade do sistema e, portanto, o termo “resolução de baixo contraste” pode ser empregado. Ela pode ser mensurada usando phantoms que contêm objetos tipicamente cilíndricos de tamanhos va-


riados e com uma pequena diferença de densidade do fundo. A diferença entre um objeto e o fundo pode ser pequena, e o ruído exerce um papel importante na resolução de baixo contraste.6

Resolução temporal A resolução temporal de um sistema define o quão rapidamente os dados são adquiridos. É controlada pela velocidade de rotação do gantry, pelo número de fileiras de detectores e pela velocidade com que o sistema pode gravar sinais modificados. Tipicamente, é demonstrada em milissegundos. Uma alta resolução temporal é de extrema importância para evitar movimento na imagem e para estudos dependentes de fluxo dinâmico de meio de contraste iodado. 6 A Tabela 2 traz um resumo com a interação dos parâmetros de aquisição de imagem em TC. TABELA 2 Interação dos parâmetros de aquisição de imagem em TC Comparação dos efeitos na imagem Parâmetros de aquisição Parâmetros primários kV

Alto Baixo

mA

Alto Baixo

Tempo de exposição

Longo Curto

Pitch

Alto Baixo

Varredura

Longa Curta

Melhor penetração dos fótons de raios X, otimizando o ruído em pacientes obesos ou próteses metálicas, reduzindo artefatos Melhor contraste (especialmente com o meio de contraste iodado), sendo utilizado em pacientes pediátricos e magros Menos ruído,melhor resolução do contraste da imagem; maior dose Mais ruído na imagem, diminuição dos pequenos detalhes de baixo contraste; menor dose Varreduras longas, mais artefatos de movimento, mais meio de contraste requerido Varreduras curtas, melhora a resolução temporal, diminuição dos artefatos e menos meio de contraste requerido Rápida cobertura ou melhor resolução do eixo Z . Menor dose Menos artefatos espirais e maior dose com melhor qualidade de imagem Maior cobertura e maior duração do exame Cobertura curta e duração menor do exame (continua)


TABELA 2 Interação dos parâmetros de aquisição de imagem em TC (continuação) Parâmetros de aquisição Parâmetros secundários

Comparação dos efeitos na imagem

FOV

Menor qualidade de imagem para visualização de objetos pequenos Melhor resolução espacial máxima

Grande Pequeno

Espessura de corte

Grande Pequena

Intervalo de reconstrução

Grande

Algoritmo de

Suave

Pequeno

reconstrução Alto

Menos ruído, melhor resolução de baixo contraste, mais efeitos parciais de volume Menos efeitos parciais de volume, melhor resolução no eixo Z, mais ruído Menos imagens, mais lesões podem ser perdidas Mais imagens, melhor representação MPR/3D, mais lesões detectadas Menos ruído e dose requerida,resolução espacial de baixo contraste, melhor 3D Ruído aumentado substancialmente e melhor resolução espacial

FLUOROSCOPIA POR TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA A fluoroscopia é uma aplicação que produz uma imagem contínua da TC em tempo real, que combina imagens armazenadas, a taxas de 3 a 6 imagens por segundo, com exposições dinamicamente controladas. É utilizada para guiar procedimentos invasivos em TC.3 QUALIDADE DA IMAGEM TOMOGRÁFICA Emumnívelmaisfundamental,aqualidadedaimageméumacomparação da imagem com o objeto em estudo.No entanto, o verdadeiro testede qualidadedeumaimagemespecíficaécomoelaatingeoseupropósito.Muitos

fatores influenciam em quão bem uma imagem representa um objeto a ser estudado.Aacuráciadaimagemétambémafidelidadedaimagem.6 Os dois parâmetros principais que garantem a qualidade da imagem (que pode ser medida) são a resolução detalhada (ou high contrast) e a resolução de contraste.

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A resolução detalhada é a habilidade de solucionar (como objetos separados) objetos pequenos e próximos entre si, de alto contraste. A resolução de contraste é a habilidade de diferenciação entre objetos com densidades similares entre si.6 Contraste é variação entre branco e preto em determinada região; aumentar as diferenças entre escuro e claro, aumenta o contraste. A capacidade de discriminar diferenças de densidade entre os tecidos na TC é superior à dos raios X simples, e a resolução do contraste em situações de baixo contraste é afetada por: fluxo de fótons que atinge o detector, espessura de corte, tamanho do paciente, sensibilidade do detector, algoritmo de reconstrução, registro e exibição da imagem.3 Oruídoéoaspectogranuladodaimagemeédeterminadopelodesvio-padrão dos números de TC sobre a região de interesse em um material homogêneo, sendo inversamente proporcional ao número de fótons. Dependedaeficiênciadosdetectoresedaquantidadedefótonsqueoatinge (relação com a tensão aplicada no tubo, corrente, tempo de rotação, filtros,espessuradocorte,composiçãodaregiãodocorpoemestudoepelo algoritmo de reconstrução). Elevando a dose ao dobro, reduz-se cerca de 40% do ruído.3 Em um equipamento multislice, o ideal é que o valor do incremento seja 30% da espessura de corte, o que reduz o efeito de volume parcial e auxilia na melhoria da qualidade da imagem.3 AoelevarakVeomAs,oruídodaimagemdiminui;elevaraespessura reduz o ruído da imagem e reduzir a espessura o eleva; elevar ou redugantry pode ajudar a reduzir artefatos e dose em órgãos zir o ângulo do cristalino); sensíveis (p.ex., reduzir o FOV eleva o tamanho da imagem; e elevar o zoom pode distorcer a imagem, com consequente perda de nitidez. Elevar o incremento reduz a dose final, e aumentar o range eleva a dose final.3


COMPROMISSO COM A QUALIDADE DE IMAGEM E ASPECTOS DE SEGURANÇA EM TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA Os artefatos são representações na imagem que não se srcinam do objeto e podem ser causados pelo paciente, pelo processamento (da TC) ou pelo equipamento. Os artefatos podem ser decorrentes de: • movimentos voluntários e involuntários do paciente, representados

por faixas na imagem ou em forma de anel, que podem estar relacionados com problemas nos detectores, indicam que os detectores necessitam de calibração (a maior parte dos equipamentos modernos necessita de uma única calibração diária); • objetos metálicos (materiais de alta densidade como as obturações dentárias, projéteis de bala, entre outros) e materiais de alto número atômico produzem artefatos de alta densidade (strike) e podem ser atenuados a partir do uso de feixe de alta energia (120/140 kV), mas não podem ser evitados, e os meios de contraste positivos, como o iodo e o bário em altas concentrações, devem ser evitados ou usados com critério.3,4 O voxel pode ser representado em uma tonalidade de cinza não correspondenteaotecidoquerepresenta.Issopodeacontecerquandoumvoxel representa a imagem de um material de baixa densidade e parcialmente a imagem de um material de alta densidade, ou seja, duas densidades diferentes ficam localizadas em um único voxel e a média das duas é exibidanatela;sendoassim,objetoscompequenasdiferençasdedensidade podem não ser percebidos, causando um artefato de imagem conhecido por efeito de volume parcial, o qual tende a ser reduzido nas matrizes de alta resolução.3,4


O equipamento de tomografia opera com raios X e por isso requer os cuidados comuns de proteção radiológica previstos pela Agência Nacional de Vigilância Sanitária (Anvisa). O tubo de raios X deve ser aquecido após 2 horas de inatividade (warm-up), para prolongar a sua vida útil, e deve ser feita a calibração dos detectores (rastreamento de ar ou testes com fantomas), evitando artefatos em forma de anéis na imagem. Essa calibração leva em conta as variações da intensidade do feixe ou da resposta do detector para obter homogeneidade no FOV e precisão no númerodeTC.Seoequipamentoapresentarproblemasdesoftware,deveser desligado (shutdown) e religado (startup) para verificar se o problema foi solucionado; se não for solucionado, deve-se contatar o fabricante. Assim, deve-se realizar um controle de qualidade periódico no equipamento, utilizando fantomas específicos para esse fim.3,4 CONCLUSÃO Existem vários parâmetros de aquisição que causam impacto na qualidade da imagem e na dose de radiação. Entender cada parâmetro de aquisição – sua influência na formação da imagem, na interação com outros parâmetros e na comparação entre qualidade de imagem, dose e conforto do paciente – ajuda na otimização dos protocolos para atingir a qualidade de imagem ideal com dose de radiação mínima. REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS

1. Mahesh M. The AAPM/RSNA physics tutorial for residents – Search for isotropic resolution in CT from conventional through multiple-row detector. RadioGraphics 2002; 22:949-62. 2. Doyon D, Cabanis EA, Frija J, Halimi P, Roger B. Tomografia computadorizada. 2.ed. São Paulo: Medsi, 2004. 3. Mahesh M. MDCT physics – The basics. Philadelphia: Wolters Kluwer, 2009. 4. Nóbrega AI. Manual de tomografia computadorizada. São Paulo: Atheneu, 2005.


5. Henwood, S. Técnicas e prática na tomografia computadorizada clínica. Rio de Janeiro: Guanabara Koogan, 1999. 6. Romans, Lois E. Computed tomography for technologists: exam review. Philadelphia: Wolters Kluwer Health/Lippincott Williams & Wilkins, 2011. 7. Cody DD. AAPM/RSNA physics tutorial for residents: topics in CT – Image processing in CT. RadioGraphics 2002; 22:1255-68. 8. NakayamaY,AwaiK,FunamaY,HatemuraM,ImutaM,NakauraTetal.AbdominalCT with low tube voltage: preliminary observations about radiation dose, contrast enhancement, image quality, and noise. Radiology 2005; 237:945-51. 9. Karcheliess M, Schaller S, Kalender W. Advanced single slice rebinning in cone beam spiral CT. Med Phys 2000; 27:1881-902. 10. Flohr TG, Schaller S, Stierstorfer K, Bruder H, Ohnesorge BM, Schoepf UJ. Multi-Detector row CT systems and image-reconstruction techques. Radiology 2005; 235:756-73. 11. Frush D. Strategies of dose reduction. Pediatr Radiol 2002; 32:293-7.

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9 ASPECTOS DE RADIOPROTEÇÃO EM TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA Elaine Ferreira da Silva

INTRODUÇÃO O problema principal que cerca o assunto radioatividade é a ignorância. Esta falta de conhecimento faz com que se criem mitos absurdos, porém assustadores sobre este tema e compete a nós, que detemos alguma noção do assunto, mostrar os fatos reais para que a energia nuclear receba a atenção e o cuidado devidos.1

A radioatividade é hoje considerada um dos grandes vilões do mundo moderno. No final do século XIX, a invenção dos raios X teve um grande impacto na medicina. Em 8 de novembro de 1895, Wilhelm C. Roentgen surpreendeu o mundo com a descoberta dos raios X e, desde então, novas tecnologias foram desenvolvidas. Com o aumento dos investimentos na área da saúde surgiram os equipamentos de tomografia computadorizada (TC), que atualmente são um dos métodos de imagem que mais contribuem com o aumento da exposição cumulativa à radiação ionizante.


O objetivo deste capítulo é apresentar as definições básicas de radioproteção, desmistificar, informar e conscientizar tanto o público em geral quanto os trabalhadores sobre os riscos inerentes às atividades relacionadas com a radiação ionizante, bem como apresentar um plano de radioproteção com medidas de segurança que garantam a menor dose possível de radiação recebida por pacientes ou profissionais da saúde, mantendo a relaçãorisco/benefíciodentrodelimitesaceitáveisedeacordocomasnormasdasinstituiçõesregulamentadorasnacionaiseinternacionais. A Portaria Federal n. 453 do Ministério da Saúde e a Comissão Nacional de Energia Nuclear (CNEN) estabeleceram algumas normas de radioproteção, e órgãos acreditadores, como o American College of Radiology(ACR),sãoresponsáveisporcertificarasinstituiçõesqueadotam padrões rigorosos de controle de dose de radiação e qualidade de imagem. PoriniciativadoACRedaAmericanSocietyofPediatricRadiology,teve inícioem2007ummovimentoglobaldeconscientizaçãodosprofissionais da saúde sobre os riscos do uso de altas doses de radiação ionizante em pacientes pediátricos. O movimento recebeu o nome de Image Gently ou AsLowAsReasonablyAchievable(RadiaçãoSeguraemImagemPediátrica). DEFINIÇÕES DE RADIOPROTEÇÃO

Radiação Emfísica,otermo“radiação”refere-seaumaenergiaemformadeondas ou partículas, que se propagam no espaço ou meio material transferindo energia proveniente de material radioativo ou de equipamentos geradores de radiação. 1 A radiação pode ser de dois tipos: ondas eletromagnéticas (luz visível, micro-ondas, raios X e raios gama) e partículas (radiação corpuscular). Asradiaçõeseletromagnéticassãoclassificadasemradiaçãoionizante e radiação não ionizante.


As radiações não ionizantes são radiações eletromagnéticas incapazes de provocar o efeito de ionização dos átomos ou moléculas da matéria irradiada (p.ex., ondas de radiofrequência, micro-ondas ou laser).1 A radiação ionizante é aquela que tem energia suficiente para ionizar, ou seja,ofazer com que o átomo perca elétrons e torne-se um íon, modificando seu comportamento químico. 1 Nessa faixa, estão os raios X e os raios gama. Aradiaçãoionizantenãoépercebidapornenhumdossentidoshumanos, sendonecessáriaautilizaçãodeumsistemaadequadoparadetectá-la. São fontes de radiação ionizante os tubos de raios X presentes nos radiógrafos, mamógrafos e tomógrafos. Os radiofármacos podem emitir radiação gama e algumas partículas ionizantes.

Raios X São radiações eletromagnéticas geradas a partir de elétrons que são excluídos dos seus orbitais srcinais, mudando para outros e liberando energia. Não possuem massa e, portanto, seu alcance é maior (dependendo da energia), embora possuam baixo poder de ionização, apresentam alto poder de penetração.1

Irradiação Ocorre quando a radiação emitida por uma fonte (p.ex., tomógrafo) atingeumobjetoouorganismo,depositandosuaenergianamatériacom a qual interagiu. Não há contato físico com o material radioativo.

Radiação de fundo Todos os seres vivos estão expostos à radiação ionizante emitida por fontes naturais (como radiação cósmica proveniente do espaço, elementos radioativos naturais, como Urânio-235 e Urânio-238, Tório-232, Rádio-226) e artificiais (elementos radioativos artificiais, ou seja, fabricados pelo homem, como Cloreto de Césio-137, equipamentos de raios X e


aceleradores de partículas). A soma dessas duas fontes de radiação forma o que é conhecido como radiação de fundo.1 Regiões como Guarapari e Meaípe, no Espírito Santo, e Kerala, na Índia, apresentam altas taxas de radiação de fundo. INDICADORES DE DOSE E UNIDADES DE MEDIDA Existem várias maneiras de quantificar a radiação ionizante. A exposição é a medida da quantidade de ionização produzida pelos fótons de raios X ou gama, quando estes atravessam o ar, ou seja, essa medida não leva em consideração a área irradiada, o poder de penetração da radiação e a sensibilidadedoórgãoirradiado.2 Éamedidaprimáriadascâmarasdeionização.A partirdaexposição,sãocalculadostodososoutrosfatores(inclusiveoCTDI). Unidade: coulombs por kilograma (C/kg).

Dose de radiação absorvida É a quantidade de energia depositada em qualquer material por meio da radiação ionizante e não leva em conta a diferença de radiossensitividade dos diferentes órgãos irradiados, o que não permite estimar de forma adequada os riscos inerentes à radiação.2 Unidade: gray (Gy).

Dose equivalente e dose equivalente efetiva Levando-se em conta as diferentes interações biológicas das diferentes radiações e seus efeitos nos seres humanos, criaram-se os termos dose equivalente e dose equivalente efetiva. A dose equivalente se aplica a um único órgão e a dose equivalente efetiva se aplica ao corpo todo. Unidade: sievert (Sv) ou milisievert (mSv). O cálculo da dose equivalente considera o tipo de radiação e sua energia e distribuição no tecido. É utilizado para comparar riscos relativos de diferentes procedimentos radiológicos.2,3


NosEstadosUnidos,adoseefetivaderadiaçãoqueumindivíduorecebe de fontes naturais é, em média, de 3 mSv/ano. Na Tabela 1, é destacada a dose efetiva de radiação de alguns dos principais métodos de imagem.4,5 TABELA 1 Dose efetiva de radiação Exame

Dose efetiva

Comparação com a dose efetiva recebida de fontes naturais de radiação

Radiografia de tórax Radiografia do crânio

0,02 mSv 0,07 mSv

2,4 dias

Radiografia da coluna lombar

1,3 mSv

158 dias

Radiografia de extremidades

0,001 mSv

< 1 dia

Urografia excretora

1,6 mSv

6 meses

Uretrocistografia miccional

5 a 10 anos:

6 meses

8,5 dias

1,6 mSv Crianças >10 anos: 3 meses 0,8mSv Exame do trato GI superior Enema opaco

3 mSv 7 mSv

1 ano 2,3 anos

Tomografia computadorizada do crânio

2 mSv

8 meses

Tomografia computadorizada dos seios da face 0,6 mSv

2 meses

Escore de cálcio

2 mSv

8 meses

Tomografia computadorizada do tórax

8 mSv

3 anos

Tomografia computadorizada do abdome

10 mSv

3,3 anos

Mamografia

0,7 mSv

3 meses

GI: gastrointestinal .

Dose equivalente (mSv) = dose absorvida (mGy) × Wr* × Wt Em que: Wr=fatorrelacionadoaotipoderadiação;Wt=fatorrelacionadoaos tipos de tecido e células (fator de peso da radiação) (Tabela 2). * Para raios X, fator Wr = 1,0.

129

130


TABELA 2 Fator de conversão Wt – fator de peso para o tecido ou órgão 6,7 Tecido ou órgão Gônadas Medula óssea Cólon

Wt Wt (ICRP 26) (ICRP 60)

Wt (ICRP 103)

0,25

0,20

0,08

0,12

0,12

0,12

0,12

0,12

–

Pulmão

0,12

0,12

Estômago

–

0,12

0,12

0,12

Bexiga

–

0,05

0,04

0,05

0,12

Mama

0,15

Fígado

–

0,05

0,04

Esôfago

–

0,05

0,04

0,01

0,04

0,01

0,01

0,01

0,01

0,05

0,01

Tireoide

0,03

Pele

–

Superfície óssea

0,03

Cérebro e glândulas salivares Intestino grosso superior, intestino

0,30 –

–

0,12

delgado, rins, útero, pâncreas, vesícula, timo, adrenais e músculo

Computer Tomography Dose Index (CTDI),

CTDIvol e CTDIw OCTDI(produtodoíndicededoseemCT)éumíndicequerefleteadose média em um simulador de acrílico cilíndrico, com 16 ou 32 cm de diâmetro, em uma única rotação do tubo de raios X. Unidade de medida: miligray (mGy). O CTDIw ou ponderado é medido por meio de um corte no modo sequencial e contém informações relacionadas ao mA e rot time . CTDIw = 1/3 CTDIcentro + 2/3 CTDIperiférico O CTDIvol é utilizado em tomógrafos helicoidais, considerando além do mA e do rot time também o pitch.2


CTDIvol = CTDIw pitch

Produto de comprimento de dose product) é uma O produtoutilizada de comprimento de dose (DLP – doseelenght grandeza para expressar a intensidade a extensão da área irradiada (range ou scan lenght); é calculado a partir do CTDIvol e possibilita o cálculo estimado da dose efetiva em um paciente padrão (1,70 m; 70 kg).1,2 Unidade de medida: miligray por centímetro (mGy/cm).

DLP = CTDIvol× range

Cálculo da dose efetiva Paraocálculoestimadodadoseefetivarecebidaporumpacientepadrão, é necessário aplicar um fator de conversão (K) (Tabela 3). Dose efetiva = DLP × K (mSv) Esses parâmetros – CTDI e DLP – são úteis na comparação entre protocoloseequipamentos,alémdeseremusadoscomoníveisdereferênciapor instituições internacionais, como American College of Radiology (ACR), International Atomic Energy Agency (IAEA) e European Commission. Os níveis de referência são definidos pela International Commission on Radiological Protection (ICRP) como quantidades simples destinadas a identificar as situações em que o nível da dose no paciente é excepcionalmente elevado. Se for verificado que os procedimentos são consistentemente excedidos, deve haver uma revisão local dos procedimentos e do equipamento. Entretanto, essas quantidades não refletem a dose absorvida pelo paciente de forma individual, pois não consideram as particularidades de cada um (p.ex., tamanho e forma).

132


TABELA 3 Fator de conversão (K)8 Região do corpo Cabeça

Fator de conversão (K) (mSv/mGy-1/cm-1) 0,0023

Pescoço

0,0054

Tórax

0,017

Abdome

0,015

Pelve Pernas

0,019 0,0008

NÍVEIS DE REFERÊNCIA DE RADIODIAGNÓSTICO EM TOMOGRAFIA De acordo com a Portaria n. 453 do Ministério da Saúde, a Tabela 4 apresenta os níveis de referência em CTDI. TABELA 4 Níveis de referência em CTDI 9 Exame Cabeça

Dose média CTDI100 (mGy) 50

Coluna lombar

35

Abdome

25

Na Tabela 5, destacam-se os níveis de referência em CTDIw e DLP de acordo com o European Guidelines.10 TABELA 5 Níveis de referência* diagnóstica para tomografia10 Exame Cabeça – rotina

CTDIw (mGy) 60

DLP (mGy cm) 1060

Face e seios da face

35

360

Trauma da coluna Tórax – rotina

70 30

460 650

Tórax – alta resolução

35

280

Abdome – rotina

35

780

Fígado e baço

35

900

Pelve – rotina

35

570

Pelve óssea

25

520

* Níveis de referência considerando pacientes adultos com peso padrão .


PRINCÍPIOS DE RADIOPROTEÇÃO (PRIMUM NON NOCERE) A sigla ALARA (as low as reasonably achievable), que em português significa “tão baixo quanto razoavelmente exequível”, preconiza que seja mantida a menor dose de radiação possível que permita o diagnóstico.

Comitêde Internacional Proteção Radiológica umOsistema limitação dededose recebida por uma (ICRP) pessoa,recomenda com base em três princípios da proteção radiológica: princípio da justificativa, princípio da otimização e limitação da dose individual.

Princípio da justificativa Qualquer atividade envolvendo radiação ou exposição deve ser justificada em relação a outras alternativas e produzir um benefício líquido positivo.1,9 Portanto, para que um paciente seja submetido a um procedimento que utiliza radiação ionizante, é necessária a apresentação de um que documento (pedido médico) que justifique que os riscos são menores o benefício.

Princípio da otimização O projeto, o planejamento do uso e a operação da instalação e de fontes de radiação devem ser feitos de modo a garantir que as exposições sejam tão reduzidas quanto razoavelmente exequíveis.9,11 A exposição à radiação deve ser mantida nos níveis mais baixos possíveis, sem que isso implique perda da qualidade da imagem e comprometa o diagnóstico do paciente.

Limitação da dose individual As doses individuais de profissionais e indivíduos públicos não devem exceder os limites anuais de dose equivalente estabelecidos em norma específica (CNEN).9 Esse princípio não se aplica para a limitação de dose ao paciente em exames radiológicos.


ESTUDO DE CONTROLE DE EXPOSIÇÃO À RADIAÇÃO Oestudodecontroledeexposiçãoàradiaçãoébaseadoemtrêspremissas: proteção pela distância, proteção pelo tempo e proteção por barreiras.

Proteção pelado distância Lei do inverso quadrado da distância. Quanto maior for a distância entre a fonte e o operador, menor será a sua exposição, ou seja, a dose é reduzida a 1/4 do seu valor inicial quando se dobra a distância de uma pessoa em relação à fonte de radiação.1

Proteção pelo tempo A dose de radiação recebida é linearmente proporcional ao tempo de exposição, portanto, quanto menor o tempo de exposição, menor a dose recebida.1

Proteção por barreiras Uma barreira física deve ser colocada para proteger da radiação pessoas ou regiões do corpo que possam ser poupadas. Essa blindagem ou atenuação da radiação é feita por meio de anteparo de chumbo e pelo uso correto dos equipamentos de proteção individual (EPI).1,9 MONITORAÇÃO AMBIENTAL E PESSOAL O objetivo da dosimetria ambiental no radiodiagnóstico é avaliar se as salastêmblindagemsuficienteparagarantirqueosníveisderadiaçãonas suasvizinhançasestejamdentrodoslimitesestabelecidospelaPortarian. 453 do Ministério da Saúde. Para isso, são necessários um levantamento radiométrico e de teste de radiação de fuga dos equipamentos, que devem ser realizados anualmente ou após a substituição do equipamento.1 O controle de qualidade avalia o desempenho dos equipamentos médicos que emitem radiação ionizante, a fim de garantir que estejam devidamentecalibradosecomvaloresdentrodoslimitesestabelecidospeloICRP.


A dosimetria pessoal faz a avaliação da dose de radiação a que um indivíduo está exposto durante a sua jornada de trabalho e é realizada por meio de leitura mensal de dosímetros termoluminescentes.1 Se os limites forem excedidos, uma investigação é realizada a fim de avaliar se o trabalhador deverá ser retirado de qualquer atividade que possa levá-lo a exposições adicionais. EQUIPAMENTOS DE RADIOPROTEÇÃO Os equipamentos de radioproteção disponíveis para profissionais, acompanhantesepacientessão:aventalplumbífero,protetordetireoide,óculosplumbífero,protetorespélvicos(Figuras1e2),protetordemama,entreoutros.

A

C

B

D

FIGURA 1 A:Avental de chumbo; B: protetor de tireoide; C: óculos; D: protetor pélvico .

135

136


A

B

C FIGURA 2 Óculos plumbífero .A: Imagem no surview; B: imagem axial; C: imagem coronal .

SINALIZAÇÃO Todo local sujeito à radiação tem de ser devidamente identificado com o símbolo do trifólio (símbolo internacional de radiação). As áreas que fazem uso de radiação ionizante em suas rotinas diárias devem possuir sinalização luminosa externa (lâmpada vermelha) durante os procedimentos,alémdeavisosdeidentificaçãoparapacienteseacompanhantes. (Figuras 3 a 6).


FIGURA 3 Trifólio .

B

C

A

FIGURA 4 A: Identificação da sala; B: sinalização luminosa externa; C: trifólio .

137

138


FIGURA 5 Placa de identificação para pacientes . Fonte: Hospital Israelita Albert Einstein (HIAE) .

FIGURA 6 Placa de identificação para acompanhantes . Fonte: HIAE .


INSTRUÇÕES GERAIS DE RADIOPROTEÇÃO EM TOMOGRAFIA

1. Corpo técnico responsável e qualificado. 2. Realização de testes de controle de qualidade dos equipamentos previstos nas normas SS625 e Ministério da Saúde n. S453. 3. Realização de manutenção preventiva dos equipamentos. 4. Calibração diária dos tomógrafos. 5. Acesso restrito à área de radiação, a qual deve estar devidamente sinalizada. É permitido que apenas o paciente a ser examinado e a equipe multiprofissional permaneçam na área devidamente paramentados. 6. Utilização de blindagem adequada nos órgãos mais radiossensíveis, como gônadas, tireoide, mama e cristalino. É importante que tais vestimentas íntegras; em caso de rachaduras, elas devem ser substituídas estejam de imediato. 7. Antes de iniciar o procedimento, deve-se certificar que a porta esteja bem fechada e a luz vermelha sinalizadora, acesa. 8. Usododosímetropessoalnaalturadotóraxporbaixodoaventalpara equipe de enfermagem e por cima do avental para equipe biomédica, conforme orientação da Portaria n. 453. 9. Realizar o procedimento somente mediante apresentação de um pedido médico. 10.Protocolos específicos e diferenciados para adultos e pacientes pediátricos, baseando-se no princípio do ALARA:

• protocolos com níveis de radiação preconizados pelas instituições

regulamentadoras nacionais e internacionais; • protocolos de baixa dose para população de risco (gestantes, crianças e idosos). 11. Certificar-se de que a equipe multiprofissional conhece os riscos associados à radiação ionizante.


12.Controle médico periódico, incluindo exames de hemograma completo para profissionais. 13.Revisão anual do Programa de Proteção Radiológica, tendo como premissa básica a melhoria contínua e o atendimento a novas diretrizes. EMERGÊNCIA RADIOLÓGICA Se o equipamento emissorde radiação ionizante não interromper o feixe de raios X, ele deverá ser desligado imediatamente por meio da chave de emergência (“botão stop”) e medidas de contingência deverão ser tomadas. Em caso de exposição acidental de um profissional, deve-se fazer o cálculo estimado da dose recebida o mais rápido possível e o indivíduo deverá ser acompanhado por um médico responsável para realização de exame de sangue. Em caso do acionamento do plano de contingência, os passos a serem seguidos são:

1. 2. 3. 4. 5.

Comunicar o físico da área; Limitar a dose individual e coletiva; Evitar o agravamento da situação; Recuperar o controle da fonte; Tratar os expostos e feridos.

EFEITOS BIOLÓGICOS DA RADIAÇÃO IONIZANTE Atualmente, cresce a polêmica sobre os riscos que a radiação ionizante pode causar a longo prazo em indivíduos submetidos aos exames de radiodiagnóstico. Não há estudos conclusivos quanto às consequências do uso cumulativo e prolongado de baixas doses de radiação; porém, é consenso que os exames de imagem contribuem com o aumento do risco natural de


câncer, levando-se em conta a sensibilidade de cada pessoa, dos tecidos atingidos e da idade. O radiologista Francis Verdun publicou em 2008 na revista RadioGraphics um artigo que mostra um dado interessante: se um indivíduo aos 40 anos de idade tiver acumulado 100 mSv, em aos apenas 75 anos0,02%. terá a probabilidade natural de contrair câncer aumentada A primeira evidência dos efeitos biológicos da radiação ionizante foi verificada nas décadas de 1920 e 1930 em trabalhadores expostos à radiação; contudo, foi na II Guerra Mundial, com estudos realizados nos sobreviventes de Hiroshima e Nagasaki, que os efeitos de altas doses de radiação se tornaram conhecidos: queimaduras, queda de cabelos, diarreia severa, hipofunção da medula e prostração.1,3 Esses efeitos são consequência da interação entre a energia da radiação ionizante e os átomos, as moléculas e suas ligações químicas. Primeiro a ionização; seguida, as reações químicas que formam novas ocorre moléculas e radicaisem livres; e como última etapa, os fenômenos bioquímicos e fisiológicos. Inicialmente, a radiação é absorvida pela célula, sem qualquer alteração ou dano, porém quanto mais prolongada for a absorção ou sua energia, mais cedo os danos começam a ocorrer; portanto, mesmo pequenas doses podem causar lesão. 1 Odanocausadopelaaçãodiretaocorrequandoaenergiadaradiaçãoatinge,porexemplo,ocódigogenéticocelular,fazendocomquepossamocorrer quebrasdemoléculas,mudandoseuperfileresultandoemmutações,morte celular, carcinomas e anormalidades genéticas. A ação indireta ocorre quandoaradiação,emsuatrajetória,atingemoléculassecundárias,porexemplo daágua,provocando,aointeragir,aquebradessasmoléculas,eformandoradicaislivreseáguaoxigenada,queéoprocessochamadoradiólisedaágua.1 Os efeitos da radiação são divididos em quatro estágios:1 •

físico: ionização e excitação dos átomos – resultado da troca de energia entre a radiação e a matéria;


físico-químico: ruptura das ligações químicas com liberação de radicais livres e oxidantes; • bioquímico: quando o núcleo de uma célula que contém DNA é submetido à radiação ionizante, ocorre a quebra das ligações de ponte de hidrogênio e das ligações covalentes dessas moléculas, mudando o código genético da célula e possibilitando um crescimento desordenado, tornando-se um câncer; • biológico: quando há o impedimento da divisão celular, ocorrem alterações no DNA e morte da célula. •

Efeitos determinísticos ou não estocásticos São efeitos que necessitam de um limiar da dose conhecida para que os sintomas se manifestem. A gravidade do dano varia diretamente com a dose de radiação absorvida. O efeito é quase imediato, podendo levar dias, horas ou minutos.3 Quanto maior a dose, maior a probabilidade da gravidade do efeito.

Efeitos estocásticos ou probabilísticos São os efeitos que não possuem um limiar de dose, não dependem da dose absorvida e são calculados por probabilidade de ocorrência. Esses efeitos não são detectados no momento em que o indivíduo recebe a dose, podendo se manifestar após longo período. São exemplos de efeitos estocásticos o câncer e os defeitos genéticos. Os tecidos e os órgãos se comportam de maneira diferente quando submetidos à radiação. Células menos especializadas são mais sensíveis à radiação (como a derme), quando comparadas a células do tecido nervoso, que são menos radiossensíveis. A Tabela 6 resume os efeitos da radiação em alguns órgãos.1 Quanto maior a dose, maior a probabilidade de ocorrência do efeito.


TABELA 6 Efeitos da radiação Órgão Efeitos Glândula tireoide Hematopoético

Seu principal dano é causado por câncer, normalmente por iodo radioativo Destruição das células formadoras do sangue, disfunção do mecanismo de controle do ritmo de divisão celular . Os sintomas são leucopenia (redução dos glóbulos brancos), anemia (redução dos glóbulos vermelhos) ou leucemia (crescimento descontrolado de glóbulos brancos) . O sangue, em particular, é insensível à radiação

Mamas

Sensibilidade mais acentuada durante o período de procriação

Olhos

O ponto mais sensível é o cristalino, com o surgimento da catarata

Ósseo

Necroses ósseas e osteossarcomas (câncer nos ossos) . Esse tecido é sensível principalmente a elementos radioativos que se fixam na sua estrutura e atacam as células endoteliais e as epiteliais de superfície

Pele

Câncer de pele, eritema, queimaduras, necrose e epilação . Mesmo sendo pouco radiossensível, é crítica em razão de contaminações externas e da sua função de barreira

Pulmões

Efeito principal: câncer . O risco principal desse órgão é que vários elementos radioativos podem ser retidos nele, principalmente os inaláveis, e alguns removidos pelos glóbulos brancos são enviados para os gânglios linfáticos broncopulmonares, causando-lhes danos

Reprodutor

Indução ao tumor, redução da fertilidade, mutações hereditárias .A indução ao câncer é muito baixa, quase inexistente, em virtude da irradiação do tecido .A esterilidade depende da radiação e da idade do indivíduo, de modo inversamente proporcional

Sistema digestivo

Câncer, atuando mais no trato gastrointestinal, porque suas células são mais radiossensíveis e os elementos radioativos ingeridos acumulam-se nessa área

REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS 1. Monteiro LRG. Proteção radiológica. São Paulo: Loyola, 2004. p.45, 48-57, 60-2, 65-9, 101-5, 115-6. 2. Romans ER. Computed tomography for technologists: exam review. Philadelphia: Lippincott Williams & Wilkins, 2011. p.76-82.

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3. Hospital Israelita Albert Einstein. Diretrizes Assistenciais. Radiação ionizante nos estudos radiológicos. Disponível em: http://medicalsuite.einstein.br/diretrizes_imagem. asp. Acessado em julho de 2009. 4. U.S. Food and Drug Administration. Disponível em: http://www.fda.gov/cdrh/ct/ risks.html. 5. American College of Radiology/Radiological Society of North America. Patient safety. Disponível em: http://www.radiologyinfo.org/en/safety/index.cfm. Acessado em: agosto de 2012. 6. Laboratório Nacional de Metrologia das Radiações Ionizantes. Grandezas e unidades para radiação ionizante. Rio de Janeiro: Laboratório Nacional de Metrologia das Radiações Ionizantes, 2002. 7. Comissão Nacional de Energia Nuclear. CNEN-NE-3.01. Diretrizes Básicas de Radioproteção. Rio de Janeiro: Comissão Nacional de Energia Nuclear, 1988. 8. Mayo JR. Radiation dose issues in longitudinal studies involving computed tomography. Proc Am Thorac Soc 2008; 5(9):934-9. 9. Brasil. Agência Nacional de Vigilância Sanitária. Portaria MS/SVS n. 453 de 01 de Junho de 1998. Diário Oficial da União, 02 de junho de 1998. 10. European guidelines on quality criteria for computed tomography. Disponível em: www.drs.dk/guidelines/ct/quality/htmlindex.htm. 11. McCollough CH, Primak AN, Braun N, Kofler J, Yu L, Christner J. Strategies for reducing radiation dose in CT. Radiol Clin North Am 2009; 47(1):27-40.

10 SISTEMAS DE INJEÇÃO E MEIOS DE CONTRASTE Fábio Augusto

Os meios de contraste radiológicos são compostos radiopacos introduzidos no organismo por diferentes vias, que permitem a diferenciação de estruturas vasculares e o realce de órgãos parenquimatosos, graças ao aumento de contraste (densidade) obtido por eles, possibilitando desse modo a obtenção de imagens de alta definição.1 Com isso, há maior precisão nos exames de diagnóstico por imagem. Essas substâncias, apesar de facilitarem a visualização das estruturas anatômicas, podem provocar reações adversas indesejáveis decorrentes, principalmente,daaltaosmolalidadedocontrasteemrelaçãoaosangue.2 Os meios de contraste devem satisfazer algumas condições que justifiquem o seu amplo uso na prática clínica. As principais são: • baixa toxicidade; • fácil administração, sem modificação química; • fácil excreção; • contrastação adequada das estruturas. 3


CAPACIDADE DE ABSORVER A RADIAÇÃO Os meios de contraste podem ser positivos (radiopacos) ou negativos (radiotransparentes): • positivos ou radiopacos: quando presentes em um órgão, absorvem

mais radiação que as estruturas vizinhas;4 • negativos ou radiotransparentes: é o caso do ar e dos gases que permitem a passagem dos raios X mais facilmente, servindo assim como contrastenegativo(p.ex.,radiografiasdeduplocontraste,arebário).4 Os meios de contraste positivos têm peso atômico elevado, determinandoaltaabsorçãodosraiosX.Essesmeiosdecontrastesãobasicamente de dois grupos: iodados e baritados. Osmeiosdecontrastenegativostêmbaixopesoatômico,commínima absorção dos raios X, ecarbônico. são representados gasosos como ar atmosférico e gás São úteis por em elementos certas circunstâncias e atualmente têm uso bem menos comum. TIPOS DE CONTRASTE E ESTRUTURA QUÍMICA Os tipos de contraste podem ser divididos em:

iônicos; • não iônicos (NI); • isosmolares. •

Contrastes iodados de alta osmolalidade são contrastes com osmolalidade muito superior à do plasma (de 6 a 8 vezes), compostos pelos contrastes iônicos. Estão associados a maior risco de efeitos adversos.4 Contrastes iodados de baixa osmolalidade são contrastes com menor osmolalidade que o grupo anterior, porém são 2 a 3 vezes mais osmolales que o plasma. Na sua grande maioria, são contrastes NI.4


Contrastes iodados isosmolares são aqueles com osmolalidade igual à do plasma e, teoricamente, com menor risco de reações adversas, principalmente de nefropatia induzida pelo contraste. Entretanto, os estudos têm sido contraditórios e não têm demonstrado vantagens definitivas em relação a todos os contrastes de baixa osmolalidade. A estrutura básica dos meios de contraste iodados é formada por um anel benzênico, ao qual foram agregados átomos de iodo e grupamentos complementares, em que há ácidos e substitutos orgânicos que influenciam diretamente na sua toxicidade e excreção. 4

Monômeros iônicos 1. Em solução, dissociam-se em 2 partículas: 1 ânion radiopaco e 1 cátion (Na+ ou Meg+) não radiopaco (Figura 1). 2. Em solução, 3 átomos de iodo para 2 partículas é igual a maior osmolalidade entre os meios de contraste (MC). 3. Sãoisotônicos,mesmaosmolalidadedosfluidoscorpóreosa70mgI/mL.4

Meios de Contraste Monômero

Dímero

3 átomos de Iodo

6 átomos de Iodo

FIGURA 1 Estrutura molecular do contraste iodado . Fonte: arquivo da Tomografia do Hospital Israelita Albert Einsten (HIAE) .


Dímeros iônicos 1. Em solução, dissociam-se em 2 partículas: 1 ânion radiopaco e 1 cátion (Na+ ou Meg+) não radiopaco. 2. Em solução, 6 átomos de iodo para 2 partículas. 3. Osmolalidade para 4+/– 600 mOsM/kg. 4. São isotônicosreduzida a 70 mgI/mL.

Monômeros não iônicos 1. Não se dissociam em solução. 2. Fornecem 3 átomos de iodo para 1 partícula. 3. Possuem baixa osmolalidade. 4. Grupos hidroxilo (OH) asseguram boa hidrofibilidade. 5. São isotônicos a 150 mgI/mL.4

Dímeros iônicosem solução. 1. Não senão dissociam 2. Fornecem 6 átomos de iodo para 1 partícula, ou seja, menor osmolalidade entre os MC. 3. São isotônicos a 300 mgI/mL. 4. Maior peso molecular, o que significa maior viscosidade ( > T°C < viscosidade).4 Uma solução pode ter natureza iônica ou não iônica conforme sua estrutura química, mas todas apresentam algumas propriedades que estão relacionadas à concentração do soluto: densidade: número de átomos de iodo por mililitro (mL) de solução;5 • viscosidade:“força”necessáriaparainjetarasubstânciaatravésdeum cateter; aumenta com a concentração da solução e com o peso molecular; NI diméricos têm maior viscosidade que NI monoméricos. A viscosidade é menor quanto maior a temperatura;4,5

•


• osmolalidade: representa o poder osmótico que a solução exerce so-

bre as moléculas de água (Tabela 1).4,5 TABELA 1 Osmolalidade dos meios de contraste iodados Átomos Partículas Relação de iodo emsolução

Peso molecular

Iônico 3 monomérico

2

1,5

600a800 70

Não iônico 3 monomérico

1

3

600a800 150

Iônico dimérico

6

2

3

1269

Não iônico dimérico

6

1

6

.550 1 a

Conteúdo de Osmolalidade iodo para 300 para 30 mOsM/kgH2O mgI/mL 1.500a1.700

600a700

150

560 300

300

1 .626 Osmolalidade Viscosidade Densidade

Osmolalidade

FORMAS DE ADMINISTRAÇÃO DE CONTRASTE Os meios de contraste utilizados em tomografia computadorizada (TC) podem ser administrados por via:6 • intravascular (artérias e veias); • oral e retal; • intratecal.

Via intravascular Para esse fim, é utilizado o contraste iodado tanto de composição iônica quanto NI, introduzido, geralmente, por via periférica (acesso venoso), ou, em alguns casos específicos, por via arterial. Sua principal função é a contrastação do sistema vascular e, consequentemente, dos órgãos parenquimatosos.

149


Sua infusão no organismo pode ser feita tanto de forma manual como por meio de sistema computadorizado de bombas injetoras específicas para esse fim.

Via oral e via retal Nesse caso, a utilização do MC é ampla, pois pode haver a administração de contrastes radiopacos tanto iodados quanto baritados, ou mesmo contrastes chamados negativos (água, gordura ou gás).6 O contraste iodado, quando administrado por via oral (VO), geralmenteédiluídoemáguaouqualquermeiolíquidoaceitopelopaciente,oqual deve ser avisado sobre a possibilidade de ocorrer diarreia osmótica, decorrente da alta osmolalidade do MC em relação ao intestino. Já o bário é diluído em água e, geralmente, vem em soluções preestabelecidas pelos fabricantes; por se tratar de uma solução coloidal (dispersa água), tende a ter piorde eliminação pelo organismo, quando a em água é absorvida, os sais bário tendem a se agrupar,pois, solidificando-se. Ambas as formas de contraste, iodado e baritado, podem ser administradas via sonda através do reto (via retal), quando houver necessidade clínica de contrastação do reto ou da parte distal do intestino, evitando a demora da progressão do MC por VO através do sistema gastrointestinal. Deve-se ter cuidado na escolha do MC a ser administrado por VO, pois, como já é de conhecimento prévio, o contraste à base de iodo pode ser tranquilamente absorvido pelo sistema vascular; entretanto, o bário é tóxico ao organismo e nunca deve ser administrado por via intravascular. Sendo assim, quando houver a necessidade de administração de contraste baritado, deve-se observar se há suspeita clínica de perfuraçãodealçasintestinais,paraevitarapossibilidadedeperitonite por bário.4


Via intratecal Esta forma de introdução de contraste iodado é feita por uma punção no espaço liquórico (intermeníngeo). Nesses casos, é importante a injeção de contrasteiodadoNIe,sepossível,isosmolar,poisaabsorçãoserámelhoreo pacientesentirámenososefeitosdaadministraçãodocontrastenesselocal. MEIOS DE CONTRASTE BARITADOS Os MC baritados contêm em sua estrutura o elemento químico bário. O sulfato de bário (BaSO4) é a forma química mais usada como MC e pode ser encontrado em forma de pó ou suspensão coloidal pronta para o uso. É um sólido cristalino branco, pouco solúvel em água e em outros solven-

tes tradicionais, mas solúvel em ácido sulfúrico concentrado.7 O BaSO4 é administrado por VO ou retal e usado para estudo radiológico do tubo digestivo (Figura 2).

2-

FIGURA 2 Estruturaquímicadosulfatodebário(BaSO4) Fonte: www .bukisa .com/topics/barium-compounds .

Contraindicação ao uso do sulfato de bário Por ser um composto insolúvel, o BaSO 4 é contraindicado se houver qualquerchancedequepossaescaparparaacavidadeperitoneal,4como em casos de vísceras perfuradas ou no ato cirúrgico, se este suceder o procedimento radiológico. Em qualquer dos dois casos, deve ser usado contraste iodado hidrossolúvel, que pode ser facilmente removido por aspiração antes ou durante a cirurgia; por outro lado, se essas substân-


cias passarem para a cavidade peritoneal, o organismo pode absorvê-las facilmente. Quanto ao BaSO4, não será absorvido e deverá ser removido pelo cirurgião, de qualquer lugar em que seja encontrado fora do canal alimentar. Embora seja raro, já foram descritos pacientes hipersensíveis a BaSO4, por isso todo paciente deve ser observado durante o período de ingestão do MC.4 Um outro MC por VO é o polietilenoglicol, que está entre os MC neutros disponíveis e é um tipo de contraste utilizado principalmente em exames de enterografia.8 Esse tipo de contraste não é absorvido, fornece uma boa distensão das alças intestinais após a administração VO e permite uma avaliação adequada das alças intestinais sem mascarar ou simular alterações que poderiam fornecer resultados falso-positivos ou falso-negativos. Entre os MC com a base polietilenoglicol, pode-se citar o muvinlax, queéumlaxanteisosmóticocompostopelaassociaçãodomacrogol3350 com eletrólitos. Os macrogóis (polietilenoglicóis) de alto peso molecular (> 1.000 KDa) são polímeros essencialmente inertes quando usados por VO.Osmacrogóisdepesomolecularmaiorque3.000KDa,comoéocaso do muvinlax, no geral, não são absorvidos por VO. 8,9 O muvinlax atua como agente osmótico não absorvível, retendo as moléculas de água por meio de pontes de hidrogênio.9 A hidratação e o aumento da massa fecal promovem o estímulo da atividade intestinal, sem produzir efeitos irritativos. 1. Indicações: no preparo intestinal antes de cirurgias e exames endoscópicos ou radiológicos. 2. Contraindicações:pacientescomdoençasinflamatóriasativasgraves, colite tóxica, obstrução ou perfuração do trato gastrointestinal.9 3. Reações adversas: podem ocorrer leves cólicas, flatulência ou diarreia e irritação anal.9


Outros tipos de contraste VO: 1. Leite: o tipo integral é um eficiente MC oral de baixa densidade, porém, hoje em dia, raramente é utilizado. 2. Ar: a utilização de ar como contraste é feita principalmente em exames como colonotomografia e pneumoartrotomografia. 3. Água: é utilizada como MC isodenso. Ela evidencia a morfologia de determinadas vísceras, embora não produza diferença de intensidade. FORMAS DE APLICAÇÃO DO CONTRASTE INTRAVENOSO

Injeção manual A injeção manual é considerada a forma mais primitiva de injeção de MC, pois é descontinuada e a velocidade de administração oscila. Dessa forma, acaba-se conseguindo um fluxo máximo de 2 mL/s. Sendo assim, só se deve essedeve método quandoem nãobolo. for possível o uso da bomba injetora e outilizar contraste ser injetado 4

Injeção automatizada Utiliza uma bomba injetora e, com isso, consegue-se uma injeção continuada com velocidade constante e maiores fluxos de injeção (Figura 3). A bomba injetora pode possuir um ou dois êmbolos. Nos casos de cabeça dupla de injeção, em que há dois êmbolos, um contendo o contraste e o outro contendo o soro, pode-se realizar um teste com soro e um flush após a injeção do contraste. O teste com soro deve ser realizado com no mínimo 1,5 mL/spois a mais que a velocidade doviscosidade fluxo utilizado para a injeção de contraste, o contraste tem maior que o soro, e, portanto, esse valor maior é utilizado para simular a injeção de contraste e assegurar que o acesso venoso do paciente realmente suporte a velocidade real de injeção do contraste iodado. O flush de soro é utilizado para “empurrar” o contraste – muito importante em exames para avaliação de vasos, como as angiotomografias.

154


FIGURA 3 Bomba injetora de cabeça dupla de injeção . Fonte: acervo da Radiologia do HIAE .

Os conectores espiralados das bombas injetoras auxiliam a diminuir a pressão limite das injeções, permitindo injeções mais rápidas, ao mesmo tempo em que aumentam a segurança do paciente. Também servem para que a mesa do tomógrafo possa se deslocar, sem colocar em risco o acesso venoso do paciente. REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS 1. Tachibana A. Manual prático sobre meios de contraste iodado em uso no Departamento de Diagnósticos por Imagem do Hospital Israelita Albert Einstein. Versão 2, atualizada em dezembro de 2009. Disponível em: http://medicalsuite.einstein.br/diretrizes/ imagem/meios_de_contraste_iodado.pdf. Acessado em: agosto de 2012. 2. Juchem BC, Dall’Agnol CM. Reações adversas imediatas ao contraste iodado intravenoso em tomografia computadorizada. Rev Latino-Am Enfermagem 2007; 15(1). 3. Konen E, Konen O, Katz M, Levy Y, Rozenman J, Hertz M. Are referring clinicians aware of patients at risk from intravenous injection of iodinated contrast media? Clin Radiol 2002; 57:132-5.


4. Ferreira E, Abatepaulo F. Tomografia computadorizada – Meios de contraste. Pós-graduação em Biomedicina no Diagnóstico por Imagem. São Paulo: Hospital Albert Einstein, 2009. 5. Souza RC. Meios de contraste – Iodo bário paramagnético. Disponível em: http:// www.ebah.com.br/content/ABAAAAauYAE/meios-contraste-iodo-bario-paramagnetico, acessado em: 12 de agosto de 2011. 6. Martin WR. Safe and appropriate use of iodinated radiographic contrast agents: Is there a reason to use high-osmolality iodinated contrast agents? Hosp Pharm 2001; 36(8):836-42. 7. WebElements. Barium: uses. Disponível em: http://www.webelements.com/barium/ uses.html. Acessado em: 14 de agosto de 2011. 8. Costa-Silva L, Martins T, Passos MCF. Enterografia por tomografia computadorizada: experiência inicial na avaliação das doenças do intestino delgado. Radiol Bras 2010; 43(5):303-8. 9. MedicinaNet.Muvinlax.Disponívelem:http://www.medicinanet.com.br/bula/3528/ muvinlax.htm. Acessado em: 14 de agosto de 2011. 10. AmericanCollegeofRadiology.Manualoncontrastmedia.Version6;2008.Disponívelem: http://www.scribd.com/doc/2952016/Contrast-Media-dministration-Guidelines-by-the-ACR-American-College-of-Radiology-Version-6-2008.Acessadoem:agostode2011. 11. Junchem BC. Contraste iodado em tomografia computadorizada – Reações adversas imediatas em pacientes hospitalizados. Porto Alegre: Universidade Federal do Rio Grande do Sul, 2005. 12. Morcos SK. Contrast media-induced nephrotoxicity – Questions and answers. Br J Radiology 1998; 71:357.

155

11 CONTRAINDICAÇÕES E REAÇÕES ADVERSAS AO MEIO DE CONTRASTE IODADO Camila dos Santos Silva

INTRODUÇÃO Os meios de contraste iodados são substâncias radiopacas capazes de melhorar a especificidade das imagens obtidas em exames radiológicos, pois permitem a diferenciação de estruturas vascularizadas. Pacientes portadores de algumas doenças devem ter cautela quanto ao uso, pois em alguns casos o contraste iodado pode prejudicar a função renal ou exacerbar os sintomas da doença em questão.1,2 Essas substâncias, apesar de facilitarem a visualização das estruturas, podem provocar reações adversas indesejáveis, que decorrem principalmente da alta osmolalidade do contraste em relação ao sangue.2

As reações adversas podem ser definidas como qualquer efeito nocivo ou indesejado decorrente da administração de alguma droga em dose apropriada, pela via correta, para fins de profilaxia, diagnóstico ou tratamento. São eventos que ocorrem no cotidiano de laboratórios e hospitais, classificados como quadros leves ou até ameaçadores à vida do paciente.3-5


Todo exame contrastado pode oferecer algum risco para o paciente, portanto, estudos de imagem alternativos que forneçam informações diagnósticas iguais ou melhores devem ser considerados antes da administração do contraste iodado. É necessário contar com uma equipe interdisciplinar comprometida com a qualidade do serviço prestado para proporcionar segurança ao paciente, minimizar os desconfortos e riscos advindos dos procedimentos e buscar sempre fornecer exames tomográficos com excelência na qualidade de imagem.3-5 TIPOS DE CONTRASTE IODADOS E PROCESSOS ALÉRGICOS O contraste iodado iônico tem maior osmolalidade do que os compostos chamados não iônicos. A osmolaridade está relacionada a alguns efeitos, como dor vascular, lesão endotelial, aumento da pressão na circulação pulmonar,vasodilatação,bradicardiaereduçãodofluxosanguíneorenal. As principais diferenças entre os contrastes iônicos e não iônicos são:2,6 • iônicos: quando se encontram em soluções, se dissociam em íons. Po-

dem causar problemas por sua elevada osmolalidade (varia de 4 a 8 vezes) em relação ao plasma sanguíneo, por isso há sensação de desconforto, dor ou até mesmo ardência durante a injeção do contraste. Esses meios de contraste têm capacidade de se diluir no meio aquoso. Quando ligados à hidroxila, são menos iônicos; quando ligados ao sódio ou à meglumina, são mais iônicos;2,6 •

não existede apenas partícula de osmolalidade paraplacadaiônicos: três átomos iodo. uma Seu uso pode ativa potencializar a agregação quetáriaeaformaçãodetrombos.Essesmeiosdecontrastenãoperdem tanto iodo no meio aquoso, desenvolvendo menos processos alérgicos. Apresentam baixa reação adversa, mas seu custo é mais elevado.2,6


Ousodomeiodecontrastenãoiônicoestáassociadoaumaincidência menor de efeitos adversos quando comparado ao iônico.2,6 CUIDADOS ANTES DA INJEÇÃO DE CONTRASTE

Os efeitos adversos aos meios de contraste são pouco frequentes, mas requeremmuitaatenção,poispodemvariardereaçõeslevesafatais.Por isso, é extremamente importante a existência de uma equipe preparada para avaliar a história e a condição clínica do paciente por meio de anamneseprévia,esclarecendotodasasinformaçõesfornecidasantesda administraçãodocontrasteendovenosoebuscandoidentificarosfatores deriscodedesenvolvimentodequadroalérgicoeorealbenefíciodocontraste para o exame.1 REAÇÕES ADVERSAS AO MEIO DE CONTRASTE

Mecanismo etiológico As reações adversas são classificadas, segundo o seu mecanismo etiológico, quanto ao grau de severidade e ao tempo decorrido após a administração da substância. São divididas em reações anafilactoides e reações quimiotóxicas:3-5 • anafilactoides: denominadas assim porque são semelhantes aos pro-

cessos anafiláticos, mas não consistem em reações de hipersensibilidade verdadeiras; ou seja, não há envolvimento de mecanismo mediado por antígeno-anticorpo, não é preciso sensibilização prévia e não necessariamente pacientes que recebem o contraste repetidamente. Sendoocorrem assim, o em exato mecanismo de ação desses eventos é desconhecido e sua etiologia é provavelmente multifatorial, envolvendo a liberação de histamina e serotonina com resultante aumento da permeabilidade capilar e constrição das células musculares lisas bronquiais;3-5


• quimiotóxicas: estão relacionadas às propriedades físico-químicas do

contraste e dependem da dose, concentração e velocidade de administração da substância. Dentro dessa categoria, encontram-se sensação de calor generalizada, gosto metálico na boca, dor no local da injeção, 3-5

náuseas, vômitos e insuficiência renal, entre outros. Muitos pacientes apresentam efeitos fisiológicos (calor e rubor cutâneo)que não devem ser confundidoscom reações alérgicas. Dorno local da punção pode estar relacionada a flebites ou extravasamento de contraste, e não necessariamente a reações alérgicas. 3-5

Classificação A incidência global de reações adversas ao contraste não iônico é estimada em 1 a 3%, e em 0,04% quando consideradas somente as reações graves. maioria dos efeitos adversos não expõe os pacientes a risco de morte eAnão requer tratamento. Essas reações adversas são classificadas por grau de severidade:5 1. Reações adversas leves: geralmente de curta duração, são autolimitadas e não requerem tratamento específico, sendo, na maioria dos casos, necessária apenas observação. Exemplos:3-5 • náuseas/vômitos; • tosse; • calor; • rubor; • cefaleia discreta; • tontura; • calafrios; • tremores; • urticária limitada; • prurido;


• sudorese; • palidez; • congestão nasal; • espirros; • • edema dor no orbitário/boca; local da injeção.

2. Reações adversas moderadas: clinicamente mais evidentes do que a reação leve, requerem observação e exigem intervenção medicamentosa. Têm boa resposta ao tratamento e o paciente pode ser encaminhado ao seu domicílio após recuperação no serviço. Exemplos:3-5 • vômitos intensos; • alterações de frequência cardíaca; • hipertensão; • hipotensão; • urticária extensa (Figura 1); • edema facial; • rigidez occipital; • dispneia; • sibilos; • cefaleia intensa; • laringoespasmo; • broncoespasmo.

3. Reações adversas graves: requerem manejo de urgência e o paciente tem de ser encaminhado ao serviço de emergência ou à unidade de

• • • • •

internação hospitalar. Podem ter iniciado como reações leves/moderadas. Exemplos:3-5 laringoespasmo (edema de glote); inconsciência; convulsões; coma; arritmias;


• parada cardiorrespiratória; • edema pulmonar; • broncoespasmo intratável; •

choque. As reações podem ainda ser classificadas quanto ao tempo de ocorrência:

agudas: ocorrem em até 30 minutos após a administração do contraste iodado; • tardias: ocorrem mais de 30 minutos após a administração do contraste iodado ou manifestam-se dias depois.8 •

FIGURA 1 Urticária extensa após injeção de contraste iodado . 7

Dessensibilização O uso de medicação prévia pode reduzir a chance de reação alérgica ao contraste, entretanto não é capaz de prevenir completamente a sua recorrência. A dessensibilização está bem estabelecida para reações


alérgicas leves, mas não pode prevenir reações mais graves. Além disso, nenhum estudo demonstrou redução de risco em pacientes que apresentaramreaçãoalérgicagrave,possivelmenteemvirtudedararidadedessa manifestação, que dificulta a sua comprovação científica. Reserva-se o uso da pré-medicação que contraindicação apresentaram reações alérgicas leves ou moderadas eaos quepacientes não tenham a drogas preconizadas. O componente mais importante é o corticosteroide, sendo necessária a administração por pelo menos 6 horas antes do uso do contraste para que se obtenha algum efeito. A via preferível é a oral, porém, caso seja necessário, pode-se substituir pela via venosa (na maioria das vezes, 12 horas e 2 horas antes do exame, respectivamente). Juntamente ao corticosteroide, é indicado o uso do anti-histamínico (H1), que reduz a incidência de angioedema, de urticária e de sintomas respiratórios. É recomendado o uso oral 2 horas antes do exame.8 CONTRAINDICAÇÕES AO MEIO DE CONTRASTE Existem algumas condições e doenças que requerem maior cuidado ou que, na maioria das vezes, contraindicam a injeção de contraste endovenoso por uma série de fatores peculiares, como:1,3,9 • insuficiência renal; • uso de drogas nefrotóxicas; • asma; • cardiopatia isquêmica/insuficiência cardíaca; • cardiomiopatia; • hipertensão pulmonar primária; • diabete melito; • tumor de tireoide; • hipertireoidismo/doença de Graves/bócio; • mieloma múltiplo; • anemia falciforme;


• miastenia gravis; • feocromocitoma; • idade avançada (idosos); • gravidez/lactação.

Algunsestadospatológicosrequeremmaioratençãoedevemsercriticamenteanalisadosquantoaousodocontrasteiodado(Tabela1).Sãoeles:8 1. Insuficiência renal: caracterizada pelo mau funcionamento dos rins (responsáveis pela “filtração” do sangue, retirando os metabólitos indesejáveis e reabsorvendo substâncias importantes). As principais causas são: glomerulonefrites crônicas, pielonefrites crônicas, nefropatia causada por diabete, nefropatia por toxicidade medicamentosa (p.ex., contraste iodado) e nefropatias causadas por alterações na artéria renal. A necessária administração de meios de contraste iodado, quando extremamente em pacientes com doença renal crônica, deve ser realizada preferencialmente próximo da hemodiálise.1 2. Asma: doença inflamatória crônica caracterizada pela obstrução do fluxodearnasviasrespiratórias.Aadministraçãodecontrasteiodado causa um desequilíbrio dos sistemas vasodilatatórios (em parte decorrente da liberação de endotelina, potente vasoconstritor), podendo desencadear uma crise asmática grave.9 3. Diabete melito: grupo de doenças metabólicas caracterizadas pela hiperglicemia, decorrente da deficiência na secreção ou da ação da insulina. Entre os sintomas, estão aterosclerose, hipertensão, tromboses e dificuldade de coagulação sanguínea. Quando o paciente fizer uso de qualquer medicação à base de metformina, deverá suspender a administração por 24 horas antes do exame e 48 horas após o uso do contraste iodado, pois a interação medicamentosa da metformina com o contraste iodado pode induzir à insuficiência renal funcional, produzindo acidose lática.3,9


4. Mieloma múltiplo: doença que se desenvolve na medula óssea, provocando o crescimento descontrolado de células plasmáticas e produzindo grande quantidade de anticorpos anormais, os quais se acumulam no sangue ou na urina. Tem como característica múltiplas lesões líticas (decorrente da reabsorção óssea), elevando os níveis de cálcio na correntesanguínea(hipercalcemia),oquepodelevaràinsuficiênciarenal. O meio de contraste endovenoso (EV) pode causar lesão pela diminuição do fluxo sanguíneo renal, interagindo diretamente com a membrana celular ou através da geração de toxinas intracelulares. É possível evidenciar diminuição da filtração glomerular, proteinúria e alterações do equilíbrio da concentração urinária. A função renal retorna ao normalapóscercade2semanasconformeotratamento;portanto,ousode contrastepassaaserdesaconselhávelemrazãodanefrotoxicidade.Nos casos em que o contraste iodado é extremamente indicado para o exame, boa12 hidratação, deve de sercontraste. iniciada 12 horas antesrecomenda-se e prolongadauma por até horas apósque injeção 9 5. Hipertireoidismo/doença de Graves/bócio: os pacientes portadores dessas doenças podem ter descompensação se administrado iodo, por isso, a princípio, nesses casos o contraste não é indicado.8 6. Tumor de tireoide: neoplasia da glândula tireoide que pode ser maligna ou benigna. A importância do contraste nessa doença está relacionada ao tratamento realizado pela medicina nuclear. Altas doses de iodo radioativo (radioiodoterapia) são utilizadas visando à eliminação das metástases, uma vez que o tumor apresenta alta afinidade pelo iodo e este produz emissões radioativas do tipo beta, que destroem o remanescente e as metástases do tumor. A grande afinidade pelo iodo contraindica o uso do contraste pela tomografia em pacientes que podem ser submetidos a iodoterapia em um período de 3 meses após a realização do exame.8 7. Miastenia gravis:condiçãopatológicadecaráterautoimuneemqueoindivíduoproduzanticorpos(principalmenteIgG)contraosreceptoresdeace-


tilcolina (AchR), localizados na membrana pós-sináptica e responsáveis pelacontração.Ossintomasnormalmentesãoptose(Figura2)efraqueza muscular generalizada. A intensidade varia dependendo da musculatura afetada, podendo levar ao óbito quando atinge os músculos respiratórios. Ousodocontrasteiodadopodeagravaradebilidadegeral.9,10 8. Feocromocitoma: doença rara que ocorre em células produtoras de substâncias adrenérgicas (como adrenalina). As crises adrenérgicas podem provocar insuficiência cardíaca, aumento da pressão arterial, aceleração do coração e cefaleia intensa. O uso do contraste pode agravar esse quadro; não é impeditivo, mas requer atenção especial. Há casos descritos de pacientes portadores de feocromocitoma que, após a tomografia computadorizada (TC) com injeção de contraste iodado EV, tiveram desencadeada uma produção descontrolada de catecolaminas, que resultou no aumento da pressão arterial, tendo que ser controlada com betabloqueadores.8

FIGURA 2 Ptose, sintoma comum em pacientes portadores de miastenia gravis .11


TABELA 1 Utilização do contraste iodado em situações específicas8 Orgão/condição Pulmão

Reação Broncoespasmo

Recomendação Evitar contraste em pacientes com doença obstrutiva de vias aéreas (asma/DPOC)

Função renal

Nefropatia induzida

Ver item “Nefropatia induzida por contraste”

Coração

Sobrecarga volêmica

Usar menor volume possível e menor fluxo de injeção

Doenças tireoidianas Exacerbação de hipertireoidismo, com

Evitar contraste em hi-

especial atenção para bócio nodular atóxicopertireoidismo e bócio . Em prematuros, testar função e prematuros/neonatos tireoidiana 10 dias após a injeção (hipotireoidismo) Mieloma múltiplo

Ligação proteica com maior risco de nefropatia

Utilizar contraste não iônico Importante hidratação

Doenças autoimunes Ativação do complemento com exacerba- Corticosteroide 24 a 48 horas ção dos sintomas antes do contraste Anemia falciforme

Crise de falcização

Pode-se utilizar contraste não iônico venoso, caso esteja bem controlado e com boa função renal Utilizar profilaxia: fentolamina

Feocromocitoma

Crise hipertensiva

Miastenia gravis

Exacerbação e indução de crise miastênica Evitar o uso do contraste

Gravidez

Passagem transplacentária muito pequena Utilizar somente em casos bem indicados . Consentimento informado

0,5 mg/min

DPOC: doença pulmonar obstrutiva crônica .

167


NEFROPATIA INDUZIDA POR CONTRASTE A nefropatia induzida por contraste é definida por uma perda de função renal (aumento de mais de 25% da creatinina sérica ou 44 micromol/L) no período de 3 dias após a administração intravascular do meio de con-

traste e na ausência de outra etiologia que explique a perda1,8de função renal, gradualmente voltando ao normal após esse período. A maioria das contraindicações está ligada (direta ou indiretamente) à nefropatia induzida pelo agente de contraste e alguns estados patológicos são impeditivos ou limitantes da utilização desses meios, sendo precisoavaliaranecessidadedoexameemcomparaçãocomapossibilidade de ocorrer alguma adversidade.1,8 É importante ressaltar que uma elevação persistente dos níveis de creatinina e a progressão para doença renal terminal são incomuns.1,8 Os fatores de risco incluem:8 • creatinina sérica elevada, principalmente se secundária à nefropatia • • • •

diabética; desidratação; insuficiência cardíaca; idade acima de 70 anos; uso concomitante de outras drogas nefrotóxicas (p.ex., anti-inflamatórios não esteroidais). A identificação desses fatores de risco é extremamente importante em

pacientes que serão submetidos a uma TC com contraste.8 DOSAGEM DE CREATININA SÉRICA Exame de extrema importância, avalia a função renal e deve ser solicitado previamente à realização da tomografia com contraste EV para pacientes com risco de nefropatia. Uma dosagem de creatinina prévia é válida se datada em até três meses. É necessário atentar-se ao resultado nos seguintes pacientes:1,8,12


• história de doença renal (incluindo tumor ou transplante renal); • história familiar de doença renal; • diabete em tratamento medicamentoso; • paraproteinemias (p.ex., mieloma múltiplo); • doenças do colágeno (p.ex., lúpus eritematoso sistêmico); • intervenção cirúrgica renal; • drogas: metformina, anti-inflamatórios não esteroidais, drogas nefro-

tóxicas (p.ex., aminoglicosídeos); • hipertensão arterial. Em pacientes que apresentam creatinina elevada (acima de 1,2), a maioria dos serviços adota um protocolo para proteção renal, que consiste em hidratação com soro fisiológico durante algumas horas antes do exame, evitando uma possível nefrotoxicidade.1,8,12 A N-acetilcisteína é um age como vasodilatador e caçador de radicais livres, ouantioxidante seja, atua naque remoção e prevenção dos radicais livres formados pelo meio de contraste, e pode ser utilizada antes e após o uso do contraste iodado. Na prática, pede-se para o paciente beber bastante água, com início 12 a 24 horas antes do exame, e continuar com essa rotina até 24 horas após o exame. Deve-se utilizar a menor quantidade possível de contraste.8 INFILTRAÇÃO DE SOLUÇÕES E MEDICAMENTOS

Além das reações adversas ao meio de contraste, existem as reações locais, que podem se manifestar como dor no local da injeção, flebite e lesões decorrentes de extravasamento da substância contrastante. As reações locais são classificadas de duas maneiras:13,14 1. Infiltração: é a introdução inadvertida de fluidos não vesicantes (que nãocausamirritaçãograve)oumedicaçãoemáreadetecidoadjacente

170


ao local da punção. Quando o cateter é deslocado ou o vaso é perfurado,asoluçãoéabsorvidapelotecidosubjacenteaovasosanguíneo.13,14 2. Extravasamento: é considerado similar à infiltração, porém com consequências mais graves, pois envolve a administração acidental de soluções vesicantes (que produz irritação, bolhas e ulceração) nos tecidos. Sua intensidade varia dependendo do volume extravasado e da sensibilidade do paciente, ocorrendo desde irritações cutâneas até necrose dos tecidos adjacentes à punção. Em alguns casos, existe a necessidade de intervenção cirúrgica (Figura 3). 13,14

B

A

C FIGURA 3 Grave lesão de extravasamento em um paciente adulto .A: Fotografia pré-operatória mostra a mão afetada edemaciada; B: incisão cirúrgica – a fasciotomia dorsal foi executada e o meio de contraste foi retirado do dorso da mão; C: após um mês da cirurgia, apenas uma pequena crosta no local da fasciotomia . 14


São fatores que agravam o risco de extravasamento: a fragilidade da rede venosa, punções com agulhas metálicas (comparadas a cateteres plásticos), veias previamente cateterizadas, múltiplas tentativas de punção, comunicação prejudicada e extremos de idade.3,13 Amaioriadoscasostemvolumemenorque10mL,sendorapidamente absorvidopelostecidossubjacentes.Mesmograndesvolumes(100a150 mL) são bem tolerados (Figura 4) e a reabsorção ocorre entre 1 e 3 dias.8 O tratamento inicial para casos de extravasamento consiste em: 8 • elevar a extremidade afetada acima do nível do coração;

gelo por 15 a 30 minutos (depois 3 vezes ao dia durante 1 a 3 dias consecutivos); • observaçãodopacientepor2a4horas(seovolumeformaiorque10mL); • avisar o médico que fez a solicitação do exame conforme avaliação inicial e evolução desfavorável no período de observação. •

Recomenda-se entrar em contato periodicamente com o paciente até que ele refira resolução completa da lesão.8

172


FIGURA 4 Radiografias mostram o extravasamento de contraste para dentro do compartimento do bíceps, aproximadamente 1 hora após a injeção de contraste .13

REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS 1. Morcos SK. Contrast media-induced nephrotoxicity – questions and answers. Br J Radiology 1998; 71:357-65. 2. Sugawara AM, Daros KAC. Manual de meios de contraste em raios X. São Paulo: São Camilo, 2004. 3. American College of Radiology. Manual on contrast media. Version 6; 2008. Disponível em: http://www.scribd.com/doc/2952016/Contrast-Media-Administration-Guidelines-by-the-ACR-American-College-of-Radiology-Version-6-2008. 4. Junchem BC. Contraste iodado em tomografia computadorizada – reações adversas imediatas em pacientes hospitalizados. Porto Alegre: Universidade Federal do Rio Grande do Sul, 2005.


5. Juchem BC, Dall’Agnol CM, Magalhães AMM. Contraste iodado em tomografia computadorizada: prevenção de reações adversas. Rev Bras Enfermagem 2004; 57(1):57-61. 6. Katayama H, Yamaguchi K, Kozuka T, Takashima T, Seez P, Matsuura K. Adverse reactions to ionic and non ionic contrast media. A report from the Japanese Committee on the Safety of Contrast Media. Radiology 1990; 175:621-8. 7. Wong HK. Acute urticaria. Disponível em: http://emedicine.medscape.com article/ 137362-overview. 8. Tachibana A. Manual prático sobre meios de contraste iodado. Versão 2. Disponível em: http://medicalsuite.einstein.br/diretrizes/imagem/Uso_Contraste_Radiologia.pdf. 9. Konen E, Konen O, Katz M, Levy Y, Rozenman J, Hertz M. Are referring clinicians aware of patients at risk from intravenous injection of iodinated contrast media? Clin Radiol 2002; 57:132-5. 10. Rocha MS, Bacheschi LA. Exacerbation of myasthenia gravis by contrast media. Am J Roentgenol 1994; 162:997. 11. Miastenia gravis. Disponível em: http://www.deiaestudio.com.br/miastenia. 12. Marenzi G, Marana I, Lauri G, Assanelli E, Grazi M, Campodonico J et al. The prevention of radiocontrast-agent-induced nephropathy by hemofiltration. N Engl J Med 2003; 349:1333-40. 13. Chew FS, Boles CA, Mattern CT. Biceps brachii compartment contrast media extravasation with surgical correlation. Radiology Case Reports 2006; 1:1. 14. Wang CL, Cohan RH, Ellis JH, Adusumilli S, Dunnick NR. Frequency, management, and outcome of extravasation of nonionic iodinated contrast medium in 69657 intravenous injections. Radiology 2007; 243:80-7.

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12 PÓS-PROCESSAMENTO DE IMAGENS Fábio Augusto

INTRODUÇÃO Com a evolução dos tomógrafos e o desenvolvimento dos aparelhos multislice, as técnicas empregadas em estudos tomográficos tiveram que acompanhar essa escala evolutiva.1 Para isso, houve a necessidade do emprego de softwares em workstations para pós-processar as imagens adquiridas por esses aparelhos, visto que podem realizar vários estudos de uma ou mais regiões anatômicas do corpo humano em pouquíssimo tempo e gerar uma grande quantidade de imagens. Sendo assim, os profissionais biomédicos que operam esses equipamentos têm de se especializarnomanejoenoempregodetécnicasespecíficasquevisamamostrar

a anatomia e a patologia dos órgãos em estudo. Este capítulo tem o objetivo de fundamentar e conceitualizar técnicas que possam facilitar a criação, o manejo e o aperfeiçoamento do pós-processamento de imagens tomográficas, servindo como mais uma ferramenta para o dia a dia do biomédico imagenologista. Quando há a intenção de se obter uma ótima qualidade no pós-processamento de imagens tomográficas (projeção de maior intensidade – MIP –,


projeção de mínima intensidade – MINIP –, reconstrução multiplanar – MPR–,ourenderizaçãovolumétrica–VR),deve-secomeçaresseprocesso durante a aquisição das imagens, estabelecendo espessuras de corte em até 1 milímetro (mm) e utilizando incremento entre os cortes cerca de 30%menorqueaespessurautilizada,poisespessurasdecorteeincremento iguais ou maiores que 1 mm criam artefatos em forma de “degrau” nas imagens, fazendo com que essas reconstruções tenham pouca definição e, consequentemente, baixa qualidade.2 Já nos estudos angiotomográficos, deve-se atentar à opacidade adequada dos vasos da região de interesse de estudo. Isso é feito respeitando-seadoseadequadadomeiodecontrasteendovenoso(EV),otempoe o fluxo de injeção para se obter um platô de contrastação de ótima qualidade, o que facilita muito a criação das imagens tridimensionais.

TIPOS MULTIPLANAR QuandoDE se RECONSTRUÇÃO fala em reconstrução3DdeE três dimensões (3D) na tomografia computadorizada (TC) (Figuras 1 e 2), deve-se ter em foco o que se quer demonstrar. Em determinadas doenças, o emprego do 3D é muito eficaz para evidenciar a lesão e os seus limites anatômicos. O 3D ou volume rendering(renderizaçãodevolume)conseguemostrarvasos,ossos,pele, músculos, tumores, implantes e próteses sintéticas e suas correlações, e, portanto, assume papel fundamental para o médico que pretende programar uma cirurgia, pois permite a visualização da altura, da largura e da profundidade do interior do corpo humano sem a necessidade de uma exploração cirúrgica real.3 EMPREGO DO 3D E DE PROJEÇÃO DE MÍNIMA INTENSIDADE Pode-se renderizar todo tipo de estrutura sólida e contrastada adquirida pela tomografia, como ossos, pele, músculo, tendões, ligamentos, artérias, veias, próteses metálicas, próteses de resina ou plástico.


A . carótida interna A . carótida externa

A . vertebral A . carótida comum

FIGURA 1 Imagem tridimensional das artérias do pescoço . Fonte: arquivo da Tomografia do Hospital Israelita Albert Einstein (HIAE) .

Entretanto, o volume rendering não pode diferenciar com precisão estruturas de baixo contraste, em que o ar está presente na grande maioria dos casos (p.ex., vias aéreas superiores e inferiores). Nesses casos específicos,deve-seutilizarumaformaespecíficade3D,aMINIP(Figuras3e4). A MINIP é fundamental para reconstruções de vias aéreas ou de qualquer tipo de estrutura que contenha gás em seu interior, pois, como na tomografia, o gás apresenta valores negativos na escala de Hounsfield (Tabela 1) e pode ser renderizado de forma específica e separada das demais estruturas adjacentes, como ocorre em pulmões, traqueia, esôfago, laringe, intestinos cheios de gás e seios da face.4-8

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FIGURA 2 Reconstrução 3D da coluna lombar evidenciando prótese e haste metálica fixadas aos ossos da coluna . Fonte: arquivo da Tomografia do HIAE .

Brônquio do LSD Expiração

FIGURA 3 Reconstrução do pulmão e das vias aéreas inferiores em MINIP . Fonte: arquivo da Tomografia do HIAE .


TABELA 1 Escala de Hounsfield 9 Tecido Ar

Unidades Hounsfield -1 .000

Pulmão

-900 a -400

Gordura

-110 a -65

Água

0

Rins

30

Sangue

35 a 55

Músculo

40 a 60

Fígado

50 a 85

Osso

130 a 250

As técnicas de 3D usadas na tomografia permitem também uma espécie de exploração virtual (voyager) (Figura 5), utilizando como meio de navegação tanto o contraste EV no interior dos vasos como o ar no interior das vias aéreas. Esseetipo de pós-processamento é feito em colonoscopia virtual broncoscopia virtual. Nesses casoscomumente específicos, deve-seassegurarumbompreparopré-exame,poisascavidadesaserem estudadas devem estar bem preenchidas por material gasoso.4 EMPREGO DE PROJEÇÕES DE MAIOR INTENSIDADE A técnica de pós-processamento chamada MIP tem a finalidade de renderizar todos os pontos de maior intensidade das imagens obtidas, como os ossos, os meios de contraste radiopacos, os objetos metálicos e as estruturas calcificadas.5 Entretanto, é importante lembrar que a MIP não é

uma técnica tridimensional, pois não apresenta noção de profundidade, apenas noções de altura e largura. Ao considerar o uso dessa técnica, deve-se atentar à finalidade, pois a MIP só mostra o que há de mais intenso na imagem, ou seja, o que é mais denso ou de maior valor na escala de Hounsfield. Sendo assim, outras estruturas anatômicas podem ficar sem destaque. Outro ponto

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FIGURA 4 Reconstrução em MINIP dos intestinos . Fonte: arquivo da Tomografia do HIAE .

FIGURA 5 Imagem tridimensional voyager do intestino . Fonte: arquivo da Tomografia do HIAE .


importante é que a técnica não mostra noção de profundidade, o que pode causar problemas no momento de especificar o posicionamento de determinadas estruturas em relação a outras, podendo-se perder pontos de referência anatômica importantes para o cirurgião.5 Sempre é recomendado que se realizem uma imagem em MIP (Figura 6) e outra em 3D da mesma posição, pois, em caso de dúvida, o radiologista ou o médico que avaliará as imagens do paciente pode confirmar a posição das estruturas anatômicas e patológicas em destaque demonstradas na MIP, comparando-as com as imagens em 3D, nas quais a noção de profundidade está sempre presente.

FIGURA 6 Imagem em MIP dos vasos supra-aórticos e do pescoço . Fonte: arquivo da Tomografia do HIAE .

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EMPREGO DA RECONSTRUÇÃO MULTIPLANAR AMPRécomcertezaométododepós-processamento mais comumente utilizado em TC.6 Como a tomografia só consegue obter imagens reais em plano axial, e esporadicamente em plano coronal (crânio e estruturas apendiculares como pés e mãos), há a necessidade de uma re-

formatação para expor as estruturas anatômicas em diferentes planos de corte, o que é de suma importância ao radiologista e ao médico que solicita o exame (Figura 7). É fundamental lembrar que o profissional biomédico que realizará a MPR deve utilizar os cortes finos (geralmente volume), pois, segundo estudos, a qualidade e a resolução da MPR estão diretamente ligadas à espessura de corte e ao incremento utilizados na aquisição do exame. Entretanto, a maioria dos aparelhos de tomografia de 64 ou mais fileiras de detectores obtém imagens isotrópicas – mesma resolução em qualquerplanodecorte(Figura8)–,oquepossibilitaaexcelêncianoquediz respeito a qualquer tipo de pós-processamento dessas imagens.7

FIGURA 7 Reformatação sagital do retropé com janela e filtro ósseo . Fonte: arquivo da Tomografia do HIAE .


FIGURA 8 Figura demonstrativa de isotropia com mesma resolução dos eixos X,Y e Z . Fonte: arquivo da Tomografia do HIAE .

Quando se pensa em reformatação de imagens, também se deve ter em mente que algumas estruturas do corpo humano não obedecem a padrões específicos e apresentam orientação irregular em relação aos planos de corte padrão utilizados. Nesses casos, há a necessidade do uso de cortes oblíquos e curvos. Imagens oblíquas (Figura 9) são empregadas para a demonstração de estruturas como côndilos da mandíbula, corpos vertebrais, angulação para orientação de estruturas, etc. Imagens curvas são empregadas quando se devem expor estruturas que são tortuosas ou apresentam padrão incomum em relação aos demais planos de corte, ou seja, sempre que houver a necessidade de visualização de estruturas longas e com trajeto incomum (Figura 10), como veias, artérias, stents, ossos irregulares, próteses, etc. Essa técnica também possibilita a visualização da luz dos vasos em seu trajeto paralelo, mostrando todo o seu interior no sentido de maior eixo.7

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FIGURA 9 Imagem oblíqua da órbita, feita sob angulação do nervo óptico . Fonte: arquivo da Tomografia do HIAE .

FIGURA 10 Imagem curva com artéria coronária evidenciando a luz do vaso em seu maior eixo . Fonte: arquivo da Tomografia do HIAE .


Paraousodetodasastécnicascitadasnestecapítulo,valelembrarque o biomédico responsável deve ter um amplo conhecimento de anatomia e patologia humanas, pois a função de todos esses processos e técnicas é mostrar o interior do corpo humano sem a necessidade de exploração cirúrgica. Portanto, além de utilizar adequadamente o hardware e o software, o profissional imagenologista tem de estar em constante aperfeiçoamento técnico e científico. REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS 1. Juchem BC, Dall’ Agnol CM, Magalhãs AM. Contraste iodado em tomografia computadorizada: prevenção de reações adversas. Rev Bras Enferm Brasília (DF) 2004; 57(1):57-61. 2. Beigelman-Aubry, Hill C, Guibal A, Savatovsky J, Grenier PA. Multi-detector row CT and postprocessing techniques in the assessment of diffuse lung disease. RadioGraphics 2005; 25:1639-52. 3. Ertl-Wagner BB, Bruening R, Blume J, Hoffmann RT, Mueller-Schunk S, Snyder B et al. Relative value of sliding-thin-slab multiplanar reformations and sliding-thin-slab maximum intensity projections as reformatting techniques in multisection CT angiography of the cervicocranial vessels. AJNR Am J Neuroradiol 2006; 27(1):107-13. 4. Silva AC, Wellnitz CV, Hara AK. Three-dimensional virtual dissection at CT colonography: unraveling the colon to search for lesions. RadioGraphics 2006; 26:1669-86. 5. Fishman EK, Horton KM, Johnson PT. Multidetector CT and three-dimensional CT angiography for suspected vascular trauma of the extremities. RadioGraphics 2008; 28:653-67. 6. Alder ME, Deahl ST, Matteson SR. Clinical usefulness of two-dimensional reformatted and three-dimensionally rendered computerized tomographic images: literature review and a survey of surgeons’ opinions. J Oral Maxillofac Surg 1995; 53:375-86. 7. Lell MM, Anders K. New techniques in CT angiography. RadioGraphics 2006; 26:S45-S62.

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8. Boiselle PM, Dippolito G, Copeland J, Kang H, Ahmed M, Weeks D et al. Multiplanar and 3D imaging of the central airways: comparison of image quality and radiation dose of single-detector row CT and multi-detector row CT at differing tube currents in dogs. Radiology 2003; 228:107-11. 9. CE Essentials. Disponível em: www.ceessentials.net. Acessado em: 6 de julho de 2011.

SEÇÃO 3

RESSONÂNCIA MAGNÉTICA

13 PRINCÍPIOS FÍSICOS DA RESSONÂNCIA MAGNÉTICA Elaine Gonçalves Guerra

INTRODUÇÃO

Um pouco de história A história da ressonância magnética (RM) dá seus primeiros passos nos primórdios da década de 1920, com a descoberta de Stern e Gerlach, que, por meio de uma experiência com átomos de prata, demonstraram o “momento angular intrínseco” dessas partículas, nomeado spin. Em 1924, Wolfgang Pauli postulou que os núcleos se comportariam como minúsculos ímãs. Rabi et al., em 1939, submeteram um feixe molecular de hidrogênio (H) em vácuo a um campo magnético não homogêneo em conjunto com uma radiação na faixa das radiofrequências (RF). Para certo valor de frequência, o feixe absorvia energia e sofria pequeno desvio, o que era constatado como uma queda da intensidade observada do feixe na região do detector. Esse experimento marca, historicamente, a primeira observação do efeito da ressonância magnética nuclear (RMN).


A RM, como é conhecida atualmente, começa a tomar forma por volta de 1946, quando Felix Bloch propôs, em um artigo que ganhou o Prêmio Nobel, algumas propriedades relativamente novas do núcleo atômico. Ele afirmou que o núcleo se comporta como um ímã e descobriu que uma partícula carregada, tal como um próton, girando em torno de seu próprio eixo, tem um campo magnético conhecido como momentum magnético. Somente no início da década de 1950, essas teorias puderam ser verificadas experimentalmente. Em 1960, surgiram espectrômetros de RMN para fins analíticos. Durante as décadas de 1960 e 1970, espectrômetrosdeRMforamamplamenteutilizadosempesquisasacadêmicas e industriais. A espectrometria é usada para analisar a configuração molecular de certo material baseado em seu espectro de RM. No final da década de 1960, Raymond Damadian descobriu que tecidos malignos tinham parâmetros de RM diferentes dos tecidos normais. Ele acreditava que, com nessas ser possível caracterizar e classificar osbase tecidos. Comdiferenças, base nessadeveria descoberta, produziu a primeira imagem de um tumor em um rato em 1974. Em 1977, Damadian e sua equipe construíram o primeiro scanner supercondutor de RM (conhecido como “o Indomável”) e produziram a primeira imagem do corpohumano,aqualprecisoudequase5horasdeescaneamento.Nesse período, Paul Lauterbur era um pioneiro no mesmo campo. Quem foi o responsável por trazer a imagem em RM? A discussão seria possível, porém, com toda a justiça, pode-se aceitar que ambos os pesquisadores derampreciosacontribuição.AdenominaçãoRMNfoitrocadaporimagem de ou simplesmente RM, porque nãoRM encontraria ampla aceitação entreseoacreditou público. que a palavra “nuclear” No início da década de 1980, quase todos os principais fabricantes de equipamentos de imagem médica pesquisaram e produziram scanners de RM. Desde então, muito aconteceu em termos de desenvolvimento tecnológico. O hardware e o software tornaram-se mais rápidos, mais


inteligentes e mais fáceis de usar. Por causa do desenvolvimento de sequências de pulsos de RM, mais aplicações para o padrão de imagem surgiram, como angioplastia por RM, imagens funcionais e escaneamento de perfusão/infusão. RMNãoépossívelpreverofinaldessahistória,poisodesenvolvimentoda ainda está em plena atividade. POR QUE UTILIZAR A RESSONÂNCIA MAGNÉTICA QuandoseusamraiosXparaobterumaimagemdocorpo,nãoépossível ver muita coisa. A imagem é cinzenta e achatada. A resolução geral do contraste é pobre. A fim de aumentar o contraste da imagem, pode-se administrar algum meio de contraste, como um meio baseado em bário ou iodo. Manipulando os parâmetros de aplicação dos raios X, pode-se tentar otimizar ainda mais o contraste, mas ele permanece abaixo do

considerado ideal.imagens Com scanners de tomografia computadorizada pode-se produzir com muito mais contraste, o que ajuda (TC), na detecção de lesões em tecidos moles. A principal vantagem da RM é a excelente resolução de contraste. A técnica pode detectar diferenças mínimas de contraste nos tecidos (moles), ainda mais do que com as imagens de TC. Manipulando-se os parâmetrosdaRM,épossívelotimizarasequênciadepulsoparadeterminada doença. Outra vantagem é a possibilidade de obter imagens de qualquer plano imaginável, algo que é praticamente impossível com os raios X ou com a tomografia. Contudo, a resolução espacial das imagens de raios X ainda particularmente útil quando observam estruturas ósseas. Emengeral, épode-se usar os raios X e a TC se para visualizar estruturas ósseas, quanto a RM é extremamente útil para detectar lesões de tecidos moles. O HARDWARE Existem muitas variedades de scanners em RM (Figura 1) e diversas são, também, as opções em relação aos magnetos, que podem ser permanen-

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Campo “aberto” de 0,23 a 1,5 T

Campo “fechado” de 1,5 T

FIGURA 1 Exemplos de alguns tipos de equipamentos de RM . 1

tes, resistivos, supercondutores, abertos ou chatos. A escolha do magneto é guiada principalmente pelo que se pretende fazer com ele, sem esquecer de sua capacidade de investir nas diferentes tecnologias. Os magnetos de altos campos oferecem melhor qualidade de imagem, escaneamento mais rápido e ampla faixa de aplicações, mas são mais caros do que seus semelhantes de baixos campos.

Tipos de magnetos Normalmente, a liga do material que compõe o magneto leva em sua composição nióbio – a título de curiosidade, o Brasil possui a maior reserva de nióbio do mundo. Um magneto permanente consiste de um material que foi magnetizado de modo que não perca seu campo magnético (como aqueles que são colocados no refrigerador). A força do campo é geralmente muito baixa e vai de 0,064 a 0,3 tesla (T) – a unidade de força de um campo magnético é dada em tesla, que equivale a 10.000 Gauss. Os magnetos permanentes, em geral, têm um desenho aberto, mais confortável para o paciente (Tabela 1).


Os magnetos resistivos são eletromagnetos muito grandes, cujo campo magnético é gerado por uma corrente que passa através de anéis de arame. Os magnetos resistivos podem ter dois tipos de interior: de ar ou de ferro. A força do campo pode chegar até 0,3 T e produz muito calor, o que requer resfriamento constante. Eles precisam de muita energia para funcionar e geralmente são desligados quando não estão em uso, a fim de economizar energia (Tabela 2). Os magnetos mais usados nos dias de hoje são os magnetos supercondutores, geralmente são constituídos por seis bobinas de metal especial (nióbio + titânio) envolvidas por uma capa de cobre e resfriados por hélio líquido (criogênio), à temperatura de –269 °C (Tabela 3). TABELA 1 Magnetos permanentes Vantagens Baixo consumo de força

Desvantagens Força de campo limitada (< 0,3 T)

Baixo custo operacional

Muito pesado

Sem criogênio

Sem risco de esfriar

TABELA 2 Magnetos resistivos Vantagens Custo financeiro baixo

Desvantagens Alto consumo de energia

Peso leve

Campo de energia limitado (< 0,2 T)

Pode ser desligado

Necessidade de resfriamento constante

TABELA 3 Magnetos supercondutores Vantagens Ótima homogeneidade

Desvantagens Custo com hélio elevado

Força do campo > 0,5 T

Troca do cold head a cada 18 meses

Uso de hélio para resfriamento

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Bobinas de radiofrequência Bobinas de RF (Figura 2) são necessárias para transmitir e receber as ondas de RF usadas nos scanners de RM. Essa bobinas são um dos mais importantes componentes que afetam diretamente a qualidade da imagem. Os atuais scanners de RM têm uma faixa de bobinas de RF apropriada para capturar imagens de todas as partes do corpo. Há dois tipos de bobinas de RF: as bobinas de volume e as bobinas de superfície.

A

B FIGURA 2 A: Bobinas de gradiente, B: bobinas de superfície .


FÍSICA DA RESSONÂNCIA

Magnetização A RMN foi descoberta em 1946 e, em conjunto com os grandes avanços tecnológicos, tem se tornado um dos principais métodos diagnóstico e de pesquisa in vivo.2 Sabe-sequeoátomoéumaestruturaconstituídadeumnúcleocentral eelétronsemórbitaaoredordele(Figura3).Onúcleo,porsuavez,éformado por partículas menores, os prótons e os nêutrons. Os elétrons têm carga elétrica negativa; os prótons, carga positiva; e os nêutrons, como o próprio nome sugere, não têm carga elétrica.3 O organismo humano é composto principalmente por átomos de oxigênio, flúor, fósforo, carbono, cálcio, potássio, sódio, nitrogênio e hidrogênio (H). Embora outros núcleos apresentem propriedades que podem ser utilizadas em RM, o H, com um único próton altamente ativo, é o áto-

Elétron

Próton

Núcleo

FIGURA 3 Representação de um átomo de H .4


mo escolhido por ter características que garantem maior sensibilidade para a técnica de RM: 5 apresenta maior momento magnético, é o átomo mais abundante no organismo humano e se diferencia acentuadamente em tecidos normais e patológicos. Quando um paciente é colocado no magneto (campo magnético estático) os H presentes na área de estudo entram em alinhamento paralelo e antiparalelo em relação ao B0 (eixo plano-longitudinal). A constituição do vetor de magnetização efetiva (VME) decorre do excesso de núcleos alinhados na porção paralela ao campo magnético externo. Quanto maior a potência do campo, maior será o VME e, consequentemente, melhor o sinal para a aquisição da imagem.6 Naestruturaatômica,podem-seobservaroutrosmovimentosalémdo movimento dos elétrons ao redor do núcleo; são os movimentos dos elétrons girando sobre seu próprio eixo e dos núcleos girando também em torno de seus eixos (Figura 4). 3

Nêutron (O) Próton (+) Elétron ( – )

FIGURA 4 Movimento no interior do átomo . 7


No fenômeno da RM, tem especial importância o movimento do núcleo em torno do seu eixo, particularmente quando é colocado em um campo magnético, porque, na física clássica, a corrente elétrica movimentando-se através de um fio ou carga elétrica em movimento gera um campo magnético. O próton de H, por exemplo, girando em torno do seu próprio eixo, cria um minúsculo campo magnético.3 São denominados núcleos ativos em RM aqueles com tendência a alinhar seu eixo de rotação a um campo magnético externo aplicado, graças às leis da indução eletromagnética. Esses núcleos possuem, portanto, carga efetiva e, em rotação dentro de um campo magnético, adquirem um momento magnético, ou momento angular, ou rotação spin. O alinhamento, ou a somatória dos momentos magnéticos dentro de um campo magnético, é expresso como um vetor somatório. 3

O núcleo hidrogênio Como todadovez que partículas elétricas se movem elas criam um campo magnético, o H, com o movimento rotacional de seu próton único, cria um campo magnético induzido à sua volta. Dessa forma, essa minúscula partícula funciona como um magneto de proporções infinitesimais, provido de polos norte e sul de igual intensidade (Figura 5). Os polos desse pequeno magneto são alinhados por um eixo que representa o momento magnético que tem as propriedades de um vetor: a direção do vetor é a direção do momento magnético e o comprimento do vetor é igual ao comprimento do momento magnético.3 Na natureza, apenas sob efeito do magnético terrestre,defios momentos magnéticos dos onúcleos de campo H não têm uma orientação nida. Contudo, em ambientes de fortes campos magnéticos estáticos, os momentos magnéticos dos núcleos de H se alinham a esse campo, como uma agulha magnética se alinha ao campo magnético terrestre, com a maior parte dos núcleos alinhando-se na mesma direção (paralela) e

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FIGURA 5 O momento magnético do núcleo de H, semelhante aos campos produzidos pelo magneto em barra .8 N: Norte; S: Sul

uma pequena parte na direção oposta (antiparalela) ao eixo do campo magnético.3 Os núcleos que alinham seu momento magnético na direção paralela são considerados de baixa energia ou de rotação positiva e os que alinham seu momento magnético na direção antiparalela (180o, na direção oposta) são de alta energia ou de rotação negativa.3 No interior de um campo magnético forte e estático, os fatores determinantes do alinhamento do momento magnético para cima (paralelo) ou para baixo (antiparalelo) são a potência desse campo magnético e o nível de energia dos núcleos, pois núcleos de baixa energia não possuem energia suficiente para opor-se ao campo magnético na direção antiparalela (Figura 6). Núcleos de alta energia, no entanto, dispõem de um diferencial de energia suficiente para opor-se ao campo magnético externo. Contudo, se for aumentada a potência do campo magnético externo, o número desses núcleos de alta energia diminui progressivamente.


Alinhamento paralelo

Menor estado de energia

Alinhamento antiparalelo

Maior estado de energia

VME

B0

FIGURA 6 Prótons de H sob ação do campo magnético . 5 VME: vetor de magnetização efetiva .

Como o estado paralelo é de baixa energia, ele é mais estável que o estado antiparalelo, de alta energia, e dentro de um forte campo magnético o número de prótons apontando para cima (direção paralela) é maior do que o número de prótons apontando para baixo (direção antiparalela). Assim sendo, a diferença da somatória de prótons para cima e de prótons para baixo é representada por um vetor (resultante) cuja direção é a mesma do campo magnético. Na RM, o paciente é sempre colocado em um campo magnético externo de potência fixa e a resultante é representada por um único vetor, o VME. Portanto, o VME é um vetor que representa a diferença de energia entre a população de prótons de H de baixa e alta energia (ver Figura 4) e, quando esse estado é alcançado, diz-se que os tecidos do paciente estão em equilíbrio e totalmente magnetizados. Pode-se provocar uma mudança na direção do VME de um determinado tecido do paciente, do estado de baixa energia (paralela) para o estado de alta energia (antiparalela), bastando, para isso, acrescentar aos prótons em questão energia na forma de ondas de rádio.

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À medida que maior quantidade de energia é acrescentada ao sistema, maior será a quantidade de campos magnéticos protônicos que mudam para a direção oposta, de baixo para cima, e maior, portanto, a intensidade do VME. Assim, o VME é tanto maior quanto maior for o campo magnéticoemqueestáinseridoopaciente.Éporissoque,emcamposde alta potência, os sinais obtidos são melhores.

Precessão Quando o núcleo do H está em um campo magnético de potência zero, teoricamente girando apenas em torno de seu eixo e a resultante dos vetores de todos os átomos de H, o VME, por sua vez, deve também girar apenas em torno de seu eixo. 3 Sob influência de um campo magnético, porém, o VME apresenta uma rotação adicional em torno do eixo desse campo magnético. Essa rotação secundária é denominada precessão e faz o VME descrever um movimento circular em torno do eixo do campo magnético (Figura 7).3

Z Y Z X Y X FIGURA 7 Trajetória de precessão . 9


Esse movimento de precessão dos eixos dos átomos de H pode ser comparado ao movimento do pião. O número de movimentos de precessão na unidade de tempo é denominado frequência de precessão e a unidade da frequênciadeprecessãoéomegahertz(MHz).UmHzequivaleaumciclo por segundo e um MHz, a um milhão de ciclos por segundo.3 A precessão dos núcleos de baixa energia se faz em movimentos circulares para cima e os de alta energia, para baixo. O valor da frequência de precessão ( 0) de cada átomo é obtido pela equação de Larmor:3  0 =  × B0

Em que:  0 = frequência precessional ou de Larmor (MHz);  = taxa de giro magnético (MHz/T); B0=força do campo magnético (T).

Arazãogiromagnéticaéarelaçãoentreomomentoangulareomomento magnético de cada núcleo ativo em RM.É uma constante paracada um desses núcleos ativos, para um campo magnético de 1 T. Dessa forma, ela é expressa em MHz/T. Como foi visto, 1 T equivale a 10.000 Gauss (G).3 A razão giromagnética do H é de 42,57 MHz/T. Em diferentes magnetos, com diferentes potências de campo, o H apresenta frequências de precessão variáveis.3 A frequência de Larmor de um determinado próton é constante para um determinado campo magnético. Por exemplo, a 1,5 T, a  0do H é ×

de 63,85 MHz (42,57 MHz 1,5 T) e a 0,5 T, a  0 do H é de 21,28 MHz (42,57 MHz × 0,5 T). Percebe-se, portanto, que quanto menor a intensidade do campo magnético, menor a frequência de precessão e, quanto maior a intensidade do campo magnético, maior a frequência de precessão do próton de H. Portanto, a  0 (ou frequência de Larmor) aumenta quando B0 aumenta e vice-versa.3


Ressonância O fenômeno da ressonância surge quando um objeto é exposto a um ambiente no qual ocorre uma perturbação oscilatória de frequência próxima à frequência natural de oscilação desse objeto.3 Em se tratando de núcleos de qualquer tipo de átomos, quando estes são colocados em um meio que apresenta uma oscilação semelhante à sua própria frequência, ganham energia e, se a frequência desta oscilação for exatamente igual à sua  0, eles entram em ressonância.3 O fenômeno da ressonância não ocorre se a energia é aplicada a uma frequência diferente da  0 do núcleo exposto a essa energia. Portanto, no caso do H, para que ocorra o fenômeno da ressonância, quando se examina um paciente, épreciso aplicar ao meiomagnético no qual ele se encontra um pulso de RF exatamente igual à  0 do VME do H. Os outros núcleos ativos do corpo do paciente alinhados ao campo magnético não entram em ressonância porque sua  0 difere da do H (63,85 MHz, no caso de um magneto de 1,5 T).3

Excitação Um pulso de RF que provoca o fenômeno da ressonância leva energia ao sistema e faz ocorrer um aumento do número de núcleos de H com rotação negativa (para baixo), em detrimento do número de núcleos de H com rotação positiva (para cima).3 Esse fenômeno recebe o nome de excitação e é decorrente exclusivamente da transferência de energia ao sistema, pela fonte de RF. A diferença de energia entre as populações de núcleos com rotação positiva e negativa corresponde à energia necessária para produzir ressonância por excitação.3 Em campos magnéticos de alta potência, a diferença de energia entre asduaspopulaçõesdenúcleoségrande,detalmodoqueéprecisomuito mais energia para produzir ressonância do que em campos magnéticos


de baixa potência: magnetos de 1,5 T requerem muito mais energia excitatória do que magnetos de 0,5 T, por exemplo.3 Como consequência do fenômeno de ressonância, observa-se que o VME afasta-se do alinhamento em relação à linha paralela de B0, criando um ângulo entre ele e B 0. Esse ângulo é denominado ângulo de inclinação (em inglês, flip angle). A magnitude desse ângulo depende da amplitude e da duração do pulso de RF. 3 O ângulo de inclinação pode ser de 5o a 90o ou 180o. Inicialmente, serão trabalhados os ângulos de 90o, e mais adiante será explicado por que o ângulo de 90o é referencial. Portanto, para inclinar 90o, o VME deve receber energia suficiente do pulso de RF para mover-se 90o em relação ao B0 e, nesse caso, o VME passa para a posição transversa, efetuando rotação à  0 (Figura 8).3 Pulso de RF 90º

Z

Z M0

Y

Y

X A

X B

FIGURA 8 A: Magnetização longitudinal (ML); B: magnetização transversal (MT) . 5 RF: radiofrequência .

A partir daí, os momentos magnéticos dos núcleos de H que se encontravam fora de fase, isto é, ao acaso, passam a entrar em fase (ficam em umamesmaposiçãonatrajetóriaprecessional),representadosagorapor um único VME no plano transverso girando à  0 em torno do vetor B0.3


O sinal da ressonância magnética Comofoiexplicadoanteriormente,asomadosmomentosdosátomosde H em fase é representada por um único vetor, o VME, que fica em precessão a um ângulo de 90o em torno de B0. Esse vetor representa também cargas elétricas em movimento de formadecíclica a uma frequência determinada, o que provoca girando o aparecimento ondas eletromagnéticas.3 Pelas leis da indução de Faraday, uma onda eletromagnética induz certa voltagem em uma bobina receptora, ou simplesmente uma antena, quando esta é colocada nas proximidades daquela.3 Assim sendo, o VME em movimento coerente, isto é, em fase no plano transversal, gera, em uma bobina colocada em suas proximidades, uma corrente elétrica criada pela diferença de voltagem, diferença que é dependente da posição do VME. Essa voltagem constitui o sinal de 3

RM. A frequência desse sinal será igual à  0, no caso do H, e a magnitude desse sinal depende do grau de magnetização transversal, pois o sistema não consegue criar variações de voltagens com o VME em sua posição longitudinal em relação ao eixo do campo magnético.3

O sinal do declínio de indução livre Enquanto o pulso de RF permanece aplicado ao VME, este se mantém a 90o em relação ao eixo B0 e permanece também a magnetização transversal. Ao desligar-se esse pulso, os momentos dos átomos de H que estão em fase passam a perder energia e, em consequência, começam a ficar fora de fase e os VME passam a sofrer influência de B0, tentando, agora, realinhar-se com este.3 Esse processo pelo qual o VME perde energia e tenta se realinhar com o eixo B0 chama-se relaxamento e o grau de magnetização longitudinal aumenta gradualmente (recuperação) em detrimento da magnetização


transversal (declínio). Portanto, relaxamento significa desaparecimento da magnetização transversal e reaparecimento da magnetização longitudinal(Figura 9).3 Quando o grau de magnetização transversal diminui, também diminui progressivamente a magnitude da voltagem induzida na bobina receptora, que está ao redor do paciente, até zero. Esse fenômeno é denominado sinal de indução livre (SIL)(Figura 10).3 A razão da recuperação é um processo exponencial, com o tempo de recuperação constante denominado T1. Esse é o tempo necessário para a recuperação de 63% da magnetização longitudinal. A razão do declínio (relaxamento) é também um processo exponencial e representa o tempo necessário para perda de 63% da magnetização transversal, chamado T2(Figura 11).3

Z

Z

Y X

Z

Y X

Z

Z

Y X

FIGURA 9 Relaxamento .5

Y X Z

Y X

Y X

206


Bobina

Amplitude SIL

Tempo

Sinal de RF

FIGURA 10 Sinal de indução livre (SIL) .5

Mxy M0

ML M0 63%

37% TempoT1

Tempo

TempoT2

Tempo

FIGURA 11 Retorno da magnetização longitudinal e decaimento da magnetização transversal . 5

PARÂMETROS DOS PULSOS Sempre que é feita a aplicação de um pulso de RF e em seguida a sua interrupção, é criado, como já mencionado, um sinal na bobina receptora. Em imagenologia, a aplicação de apenas um pulso de RF é pouco producente, no sentido de se obter imagens.3 Dessa forma, é necessária a aplicação de pulsos com elevado tempo de repetição (TR), isto é, com certa frequência fina e com prazos determinados para o aproveitamento dos sinais para a formação de imagens.


O TR é o tempo que vai da aplicação de um pulso de RF à aplicação do pulso de RF seguinte.3 OTRémedidoemmilissegundos(ms)edeterminaaindaograuderelaxamentoquepodeocorrerentreotérminodeumpulsodeRFeaaplicação do pulso seguinte. O tempo de eco (TE) vai da aplicação do pulso deaoRF ao picomáximodosinalinduzidonabobinareceptora. O TE corresponde grau de declínio da magnetização transversal que pode ocorrer antes de se ler o sinal. Portanto, o TR determina o grau de relaxamento T1 e o TE, o grau de relaxamento T2 (Figura 12).3 PONDERAÇÃO E CONTRASTE As imagens por RM podem apresentar desde sinais muito intensos (em branco) até sinais pouco intensos (em preto), passando por uma gama de sinais intermediários (tons de cinza). Esses sinais de tonalidades

que variam branco músculo ao preto erepresentam diferentes tipos deVME tecidos, como tecidodoadiposo, tecido nervoso, que possuem individuais.3 Um determinado tecido tem um sinal muito forte, caso possua um grande componente transverso de magnetização capaz de gerar um grande sinal na bobina receptora. Um tecido envia um sinal fraco à bobina receptora quando possui um componente transverso de magnetização de pequena amplitude.3 O contraste das imagens é consequência principalmente dos mecanismos de recuperação T1 e de declínio T2. No tecido adiposo, por exemplo, os momentos magnéticos dos núcleos lipídicos relaxam e recuperam rapidamente sua magnetização longitudinal. O tempo T1 do tecido adiposo é, portanto, curto e tem como característica ser hiperintenso em T1. Na água, ao contrário, os momentos magnéticos demoram mais para relaxar e recuperar a magnetização longitudinal e o tempo T1 da água é longo e sua característica é de imagem hipointensa em T1.3

208


TR 180º

180º

90º

90º

t

t TE

FIGURA 12 Tempo de repetição (TR) e tempo de eco (TE) . 5

Da mesma forma, o declínio T2 do tecido adiposo é curto, isto é, o tempo T2 é curto e o tempo T2 da água é longo, mostrando imagens hipointensas e hiperintensas, respectivamente.3 Em resumo, pode-se dizer que: • o tecido adiposo tem tempos T1 e T2 curtos; • a água tem tempos T1 e T2 longos; • para se obter imagens com sinais intensos, deve haver um grande

componente de magnetização transversal, para que este possa induzir um forte sinal na bobina receptora; • um componente de magnetização transversal pequeno produz um sinal fraco na bobina receptora; • as imagens ponderadas em T1 apresentam tecido adiposo hiperintenso (brilhante) e água hipointensa (escura); • as imagens ponderadas em T2 mostram tecido adiposo hipointenso (escuro) e água hiperintensa (brilhante) (Figura 13). Os tecidos de sinais intermediários devem ficar com T1 ou T2 entre os sinais do tecido adiposo e da água; uma imagem ponderada em T1 é aquela em que o contraste depende predominantemente das diferenças entre os tempos T1 do tecido gorduroso e da água; uma imagem ponderada em T2 é aquela em que o contraste depende predominantemente das diferenças entre os tempos T2 do tecido adiposo e da água; o TR con-


A

B

FIGURA 13 A:T1; B:T2 . Fonte: arquivos do Hospital Israelita Albert Einstein .

trola o grau de ponderação T1, e, para a ponderação T1, o TR tem que ser curto; o TE controla o grau de ponderação T2, e, para a ponderação T2, o TE tem de ser longo. SEQUÊNCIAS DE PULSO A RM é fundamentada em apenas dois tipos de sequências de pulsos, a sequência spin eco (SE) e a sequência de gradiente; todas as outras são variações dessas.10 Assequênciasdepulsosãomecanismospreestabelecidoseselecionados duranteaexecuçãodoexame,otimizandoaaplicaçãodepulsosegradientes.Comoresultadofinal,observam-seaponderaçãoeamelhorqualidade deimagem.Sãováriasassequênciasdepulsoecadaumadelasdestina-se

a uma finalidade específica. Além do mais, os diferentes aparelhos produzidos pelos diversos fabricantes podem ter variadas designações para um mesmo pulso, mas, em geral, é possível resumir as sequências de pulso como sequências SE, fast spin eco (FSE), inversion recovery (“recuperação da inversão”), recuperação da inversão com T1 curto (STIR), free liquid attenuatedinversionrecovery (FLAIR) e gradiente eco, entre outros. 3

209

210


Spin eco

Sequência de pulso 2D, caracterizada por um pulso inicial de 90°, seguido de um pulso de RF de 180 °. Assim, é determinada a sequência SE tradicional (Figura 14).6 Por ser uma sequência mais convencional, em alguns tipos de exames seuusopodeserabolido,emrazãodoaltotempodeaquisição,apesarda vantagem de fornecer imagens com sinal elevado. Com a manipulação dos parâmetros de TR e TE, são realizadas sequências com ponderações T1, T2 e DP, valendo a relação apresentada na Tabela 4. TABELA 4 Relação TR/TE TR/TE > TR e TE

Ponderação T1/T2 > T2 e < T1

< TR e TE

> T1 e < T2

Fast spin eco

Com o desenvolvimento dos equipamentos, surgiu uma técnica baseada no SE, porém mais rápida, chamada fast spin eco (“spin eco rápida”). Consistenaaplicaçãodeumpulsodeexcitaçãoinicialde90°,seguidopormúltiplospulsosrefocalizadosde180°,gerandoum“tremdeecos”(Figura15). Na sequência SE convencional, a cada pulso é preenchida apenas uma linha do espaço K (área em que são armazenados os dados do início até o fim do exame) por TR, enquanto que no FSE são preenchidas várias linhas do espaço K simultaneamente. Assim, nesse caso o espaço K é preenchido muito mais rapidamente e o tempo de exame é reduzido. 90º

180º

90º

RF TE

FIGURA 14 Sequência de pulso spin eco (SE) .

TR

180º


Inversion recovery

A recuperação de inversão (IR – inversion recovery) é uma sequência SE que se inicia por um pulso de inversão de 180°, isto é, do VME até a saturaçãoplena.Aoneutralizaropulsodeinversão,oVMErelaxadevoltaao eixo B0, quando então um novo pulso de excitação de 90° é aplicado. A imagem obtida por meio dessa sequência é fortemente ponderada em T1 e demonstra com muita clareza a anatomia (Figura 16). Tempo de inversão (TI) é o controlador primário de contraste de imagem. O valor do TI é determinado pelo tempo necessário para um tecido se recuperar de um eixo longitudinal negativo ao plano transversal. A sequência STIR é uma sequência com ponderação T1 utilizada especialmente para a supressão da gordura, graças ao seguinte mecanismo: ao se aplicar um pulso de excitação de 90°, o vetor do tecido adiposo passa dos 90° para 180° e à saturação plena. Dessamaneira,osinaldotecidoadiposoéanulado,poisnãodásinalpor nãohaverqualquercomponentetransversodemagnetização. Essa sequência não deve ser utilizada após injeção endovenosa do contraste paramagnético, mas sempre antes, pois o contraste encurta o

180º

90º

180º

180º

180º

90º

RF TE

TR

FSE permite que vários pulsos de 180º preencham múltiplas linhas de espaços K em um período deTR,determinadas pelo ETL. sequência T1 TR TE

TR FIGURA 15 Sequência de pulso fast spin eco (FSE) . RF: radiofrequência; TE: tempo de eco; TR: tempo de repetição .

TE

sequência T2

212


180º 90º

180º

180º

RF TI

TE

TR

FIGURA 16 Sequência de pulso IR . RF: radiofrequência; TE: tempo de eco; TI: tempo de inversão; TR: tempo de repetição .

tempo T1 dos tecidos realçados de modo que ele se aproxima do tempo T1 do tecido adiposo. Na sequência STIR, portanto, o sinal do tecido realçado pelo uso do contraste paramagnético pode ser anulado. Na sequência FLAIR, uma das mais sensíveis e úteis no dia a dia da RM, o sinal do líquido cefalorraquidiano (LCR) é anulado nas imagens ponderadas em T2 e densidade de prótons. Dessa forma, as lesões parenquimatosas hiperintensas são vistas com mais clareza, pois não se confundemcomasimagenshiperintensasdoliquorobservadasnasimagens ponderadas em T2 e densidade de prótons. É possível obter esse resultado aplicando-se um TI correspondente ao tempo de recuperação do sinal do LCR de 180˚ para 90˚; não havendo magnetização transversa, o sinal do LCR é anulado. Parâmetros utilizados: • TI longo > 1.700 ms. • TE longo ou curto dependendo da ponderação necessária. • TR longo > 6.000 ms.

Gradiente eco As sequências de pulso gradiente eco (GRE) são similares às de SE, mas em vez de se usar um pulso de RF de 180° para refasar os spins, utiliza-se um gradiente de campo magnético, como mostra a Figura 17.


Umavezqueadefasagemerefasagemdosspinsparaproduçãodeeco é controlada por um gradiente de campo magnético, é possível reduzir brutalmente o TR e o TE. Entretanto, se faz necessária uma redução do ângulo de desvio (flip angle) de forma a obter, entre sucessivos pulsos de excitação, uma quantidade adequada de magnetização longitudinal. As sequências de pulso GRE, em razão do TR bem curto, têm a vantagem de serem extremamente rápidas, ao mesmo tempo que possuem a desvantagem de serem extremamente sensíveis à homogeneidade do campo. Podem ser usadas para aquisição de imagem com ponderação T1 e T2*, conforme manipulação dos parâmetros TR e TE, mas principalmente do flip angle. Há uma subdivisão das sequências de GRE, mais utilizada para a realização de sequências 2D ou 3D ponderadas em T2 (T2*) e spoiled gradient recalled (SPGR), que também pode ser adquirida em 2D ou 3D, masponderadaemT1.AmbaspodemassumirponderaçõesT2eT1,com manipulação dos parâmetros TR e TE, mas principalmente do flip angle, conforme abaixo: GRE imagens ponderadas em T2*/SPGR imagens ponderadas em T1; • flip angle < 30° = T2*; • flip angle > 60° = T1. •

Em resumo, a RM é o resultado da interação do forte campo magnético produzido pelo equipamento com os prótons do H do tecido humano, criandoumacondiçãoparaquesepossaenviarumpulsodeRFe,depois, coletar a RF modificada com uma bobina ou antena receptora. Esse sinal é processado e convertido em imagem ou informação. Nos capítulos seguintes, será mostrado como trabalhar com esse grande ímã sem acidentes e como manipular alguns parâmetros para obtenção das imagens necessárias com a qualidade desejada.

214


Pulso variável

RF Pulso de gradiente

TE

TR

FIGURA 17 Sequência de pulso GRE . RF: radiofrequência; TE: tempo de eco; TR: tempo de repetição .

REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS 1. Gould T. Como funciona a geração de imagens por ressonância magnética. Disponível em: http://saude.hsw.uol.com.br/ressonancia-magnetica.htm. Acessado em: agosto de 2012. 2. Kodaira S. Princípios físicos e instrumentação. In: Magalhães ACA. Ressonância magnética do sistema nervoso central. São Paulo: Atheneu, 1999. p.1-8. 3. Cetac – Diagnóstico por imagem. Disponível em: http://www.cetac.com.br/informacoes_academicas3.htm. 4. Brandão A. Ressonância magnética da mama. Rio de Janeiro: Revinter, 2010. 5. Mazzola A. Ressonância magnética: princípios de formação da imagem e aplicações em imagem funcional. Rev Bras de Física Médica 2009; 3(1):117-29. 6. Westbrook C, Kaut C. Ressonância magnética. 2.ed. Rio de Janeiro: Guanabara Koogan, 2000. 7. Statistiche per i siti web ospitati presso il server PEOPLE. Disponível em:http://statistics.roma2.infn.it. 8. Seção Blog. Disponível em: http://blog.educacional.com.br. 9. Núcleo de Proteção Radiológica – EPM-Unifesp. Disponível em: http://proteçãoradiologica.unifesp.br. 10. Bitar R, Leung G, Perng R, Tadros S, Moody AR, Sarrazin J et al. Pulse sequences: what every radiologist wants to know but is afraid to ask. RadioGraphics 2006; 26:513-37.

14 SEGURANÇA EM RESSONÂNCIA MAGNÉTICA Fernanda Silva Magão Wanderlir Alves Farias

INTRODUÇÃO O exame de ressonância magnética (RM) é um método de diagnóstico que permite obter imagens de alta definição dos órgãos do corpo. É diferente da radiografia e da tomografia computadorizada (TC), pois não utiliza radiação (raios X) e sim, forte campo magnético e ondas derádioquepermitemaformaçãodeimagens,possibilitandoaomédico radiologista examinar com precisão diferentes regiões do corpo. O paciente é monitorado durante todo o exame, garantindo assim a sua segurança. BIOSSEGURANÇA Durante a realização do exame por RM, o paciente é exposto a três formas diferentes de radiação eletromagnética: campo magnético estático, campos magnéticos de gradiente e campos eletromagnéticos de radiofrequência (RF).


Em relação ao campo estático, a força magnética exercida sobre um objeto aumenta exponencialmente conforme ele se aproxima do ímã (Figura 1); o campo magnético varia a intensidade em relação ao isocentro. É muito importante tomar cuidado com objetos próximos à sala; para que sejam atraídos de pelo quegrande é um grande ímã.no ruído O não campo magnético RFmagneto, exerce uma influência acústico (barulho), pois aumenta dependendo da força do gradiente. A RF é responsável por: • oscilação do campo magnético; • aquecimento dos tecidos.

A RF depende de alguns fatores, como ângulo de rotação ( flip angle), força do campo magnético e bobinas. podem causar bioefeitos se aplicados emTodos níveisos decampos exposição suficientemente altos. significativos, Algumas investigações foram realizadas para identificar possíveis efeitos durante a realização do estudo por RM. Embora na literatura não haja nenhum relato de problemasidentificados,osdadosnãosãosuficientementeamplosparaafirmar segurança absoluta, além dos bioefeitos relacionados à exposição aos campos eletromagnéticos, usados para estudos de RM. O magneto gera linhas de força invisíveis que vão além dele e que são denominadas campo periférico. O tamanho do campo periférico depende dapotênciadomagnetoedofatodeeleserblindadoounão.Asblindagens ativaeinativasãousadasparareduzirouestreitarocampoperiférico.1 Existem duas zonas críticas: a zona de segurança e a zona de exclusão, cadaumacomsuasprópriasrestriçõescomrelaçãoapessoasemateriais. A zona de segurança é formada pela sala do magneto e pelas paredes da sala do magneto. A força de atração do campo magnético na zona de segurança pode fazer com que artigos ferromagnéticos (uma substância que, como o ferro, possui grande suscetibilidade magnética positiva)


funcionem como projéteis e implantes biomédicos contraindicados não funcionem; assim, artigos ferromagnéticos e implantes biomédicos contraindicados não podem entrar na zona de segurança.1 Osinaldeavisodezonadesegurançadeveserafixadonaentradaeno interior do setor de RM, o qual é dividido em quatro áreas de restrição: • área1:livreacessoaopúblicoemgeral–incluirecepçõesesecretarias

(Figura 2). • área 2: pacientes e acompanhantes com supervisão dos funcionários da RM (Figura 3). • área 3: acesso limitado a funcionários, pacientes e acompanhantes totalmente rastreados (Figura 4). • área 4: pacientes e acompanhantes triados, sob supervisão de pessoal treinado (Figura 5).

FIGURA 1 Cama de paciente atraída para dentro do aparelho em razão da força do campo estático . Fonte: arquivo do Hospital Israelita Albert Einstein (HIAE) .

218


FIGURA 2 Área 1

.

Fonte: arquivos do HIAE .

Alémdadivisãoemáreas,émuitoimportantequetodaaequipe,desde o pessoal da recepção, do administrativo, os técnicos de enfermagem, os biomédicos, os enfermeiros e médicos, tenha ciência de seu papel no oferecimento de uma atenção ideal e um ambiente seguro para o paciente. A zona de exclusão começa na linha de Gauss 5. Entretanto, a blindagem magnética pode restringir a linha de Gauss 5 à sala do magneto, fazendo a zona de segurança e a zona de exclusão coincidirem. A linha de Gauss deve ser conhecida por toda a equipe e o ambiente deve ser constantemente analisado a fim de que eventuais mudanças sejam detectadas rapidamente.1 O sinal de aviso de zona de exclusão deve ser afixa-


FIGURA 3 Área 2

.


do na linha limite de 5 Gauss. Objetos ferromagnéticos devem obedecer uma distância segura do campo magnético, por exemplo, o aparelho de anestesia, monitores, estetoscópios, chaves, cadeiras de rodas, cilindros de oxigênio, macas e computadores, entre outros. SEGURANÇA DURANTE A REALIZAÇÃO DO EXAME DE RESSONÂNCIA MAGNÉTICA Antes da realização do exame, o profissional deve checar se o paciente possui implantes metálicos no corpo; feito isso, deve colocar o peso correto do paciente no aparelho de RM para evitar exposição excessiva à RF.

219

220


FIGURA 4 Área 3

.


Deve-se testar o comunicador ou interfone do paciente para saber se de fato funciona, para o caso de o paciente querer se comunicar, garantindo-lhe segurança. Oprofissionaldevesecertificardequeabobinautilizadapararealizar o exame não está com os cabos encostados na pele do paciente.


FIGURA 5 Área 4

.


221


CONTRAINDICAÇÕES E PRECAUÇÕES PARA EXAMES DE RESSONÂNCIA MAGNÉTICA Uma vez que esses exames implicam utilização de um campo magnético intenso, capaz de atrair objetos metálicos, o paciente precisa responder

um questionário a respeito da presençaespede implantes metálicosrigorosamente ou de materiaiselaborado que necessitem de precauções ciais para a realização do exame. OusodosistemadeRMécontraindicadoempacientescomimplantes ativados eletromagnética ou mecanicamente, como os marca-passos cardíacos. O marca-passo é um dispositivo eletrônico composto de gerador, pilha, eletrodo e fio que se comunica com o coração e os campos magnéticoseeletromagnéticosproduzidospelosistemadeRMpodeminterferir no funcionamento do aparelho. Em pacientes com clipes de aneurisma intracranianos, clipes cirúrgicos e implantes cocleares, o campo magnético do sistema de RM causar oa que movimentação ou o deslocamento do implante ferroso oupode da prótese, provocará sérias lesões. Deve-se fazer um exame preliminar para determinar se o paciente possui implantes. Portadores de implantes ou suspeitos de terem fragmentosmetálicosnocorpodevemserescaneadospormeiodeumexame de raios X antes de o paciente entrar na sala de RM. Para evitar lesões, deve-se retirar as próteses antes de iniciar o exame, pois correntes elétricas induzidas e aquecimento podem ocorrer nas áreas onde estão os implantes metálicos. Por isso, aparelhos auditivos devem ser removidos antes do exame, pois alguns têm componentes internos não removíveis e são contraindicados. Os gradientes produzem campos magnéticos que se modificam rapidamente durante o exame e podem causar excitação do nervo periférico (PNS) ou uma sensação de formigamento em alguns pacientes,1 podendo assustá-los. Por isso, o profissional deve conhecer esses efeitos para tranquilizar o paciente e saber que conduta tomar. Para reduzir a ocorrência de PNS, é necessário se certificar de que os dedos das mãos do pa-


cientenãoestejamentrelaçadosnemsetocandoequeospésnãoestejam cruzados, pois poderão formar um circuito condutor.1 O posicionamento do paciente pode afetar a segurança do exame. Paraevitarqueopacientese“queime”naformaçãodecircuitosfechados causados por dedos entrelaçados, mãos tocando no corpo ou por coxas encostando em área reduzida, deve-se proteger com almofadas não condutoras as partes que se tocam. A Figura 6 mostra que os pads e/ou almofadas próprias de segurança protegem o paciente de encostar no magneto e no próprio corpo. Duranteoexame,oruídoproduzidopelosgradientespodeexceder99decibéis (dBA) no túnel. Para evitar lesões auditivas, o uso de protetores de ouvido é obrigatório (Figura 7).1 Com o objetivo de eliminar os riscos na sala de RM, é necessário que o paciente preencha um formulário de triagem ou de segurança. Para realizar o exame, é mandatório que o paciente troque de roupa, pois isso evita a presença de moedas, celular e outros objetos que são contraindicados na sala de RM.

Pad

Pad

FIGURA 6 Posicionamento seguro do paciente . 1

224


FIGURA 7 Protetores auriculares . 2 Fonte: HIAE .

CONDIÇÕES E MATERIAIS QUE NECESSITAM DE PRECAUÇÕES OU INVIABILIZAM O EXAME

Ressonância magnética fetal e em crianças

O nível de segurança dos exames de RM em fetos e crianças ainda não foi estabelecido. Deve-se avaliar cuidadosamente os benefícios da RM em relação a outros procedimentos alternativos antes de realizar o exame, a fim de manter os “riscos” para o paciente sob controle. Cabe ao médico a decisão de fazer o exame em pacientes grávidas ou crianças.

Gestantes Riscos não conhecidos. Não há nenhuma evidência de malefício, mas como precaução mulheres com menos de 12 semanas de gestação somente podem realizar o exame mediante solicitação específica do médico da paciente, que avaliará o risco-benefício juntamente com o médico radiologistadosetor.Apartirdosegundotrimestredegravidez,oexame pode ser realizado.


Cardiovascular • Marca-passo cardíaco – contraindicado; • desfibrilador cardíaco automático – contraindicado;2 • clipes de aneurisma cerebral – contraindicados;2 •

clamp carotídeo do tipo Popen-Blaylock – contraindicado;2

• stents sem contraindicação – se o modelo não for conhecido, esperar • • • • • •

6 a 8 semanas. Se houver suspeita de stent mal fixado, não fazer RM; filtro de veia cava – checar modelo; se não for testado e considerado seguro, não realizar o exame antes de 6 semanas;2 eletrodos de eletrocardiograma (ECG) – mesmo os indicados podem causar queimaduras, se não obedecidas as normas de segurança;2 prótese valvar – sem contraindicações;2 anel metálico de anuloplastia valvar – sem contraindicações;2 clipes hemostáticos do tipo staples, fasteners, resolution clip e long clip HX 600-090L – contraindicados;2 acessosvenososcentrais,cateteres,port-o-cath–semcontraindicações.2

Pele • Suturaemgeral–semcontraindicaçõesseopacienterealizaroexame •

• •

•

sem anestesia e estiver consciente; piercing – contraindicado, porém alguns serviços realizam o exame; caso se decida realizar, deve-se cobrir a região e contatar o paciente durante todo o tempo do exame; expansores mamários dos tipos McGhan, Infall e Mentor – contraindicados;2 tatuagem – risco de queimadura; pode-se realizar o exame sem anestesia. Caso o exame seja muito importante, colocar compressa fria e trocá-la sempre que possível; maquiagem definitiva – risco de queimadura; colocar compressa fria; pode-se realizar o exame sem anestesia;


•

patch transdérmico – risco de queimadura: Androderm®, Transderm

Nitro®, Deponit®, Nicoderm®, Nicotrol®, Catapres-TTS®, Habitrol® e outros de nicotina, TransDerm Scop®.2

•Neurologia Válvula de derivação ventrículo-peritoneal (DVP) – sem contraindica-

• • •

• • •

ção. Aquela com pressão ajustável deve ser reajustada após o exame (Codman Hakim, proGAV, Strata, Strata II, Strata NSC, SOPHY); 2 implante coclear – contraindicado;2 aparelho auditivo – deve ser removido antes do exame (alguns têm componentes internos não removíveis e são contraindicados);2 clamp de fixação de craniotomia – sem contraindicações; neuroestimulador cerebral – contraindicado;2 neuroestimulador espinal – contraindicado;2 implantes e aparelhos oculares – contraindicados.2

Abdome • Diafragma contraceptivo – sem contraindicações; • dispositivo intrauterino (DIU) – sem contraindicações; • prótese peniana – sem contraindicação. Exceto Duraphase e Omni-

phase, que são contraindicadas;2 • pós-operatóriogeral–sefoicolocadomaterialnãoferromagnético,pode-sefazeroexame;seomaterialforfracamenteferromagnético,esperar6 a8semanasparaarealizaçãodoexame.

Musculoesquelético • Fixadores ortopédicos externos – contraindicados. A segurança de-

pende de muitas variáveis e há risco de queimaduras. Alguns são considerados seguros (devem ser checados individualmente: modelo, marca e ano de fabricação e entrar em contato com o fabricante).


É importante observar que qualquer material que tenha sido implantado no paciente requer avaliação; portanto, é essencial ter essa informação em mãos, preferencialmente durante a marcação do exame. Esse resumo serve como um material de apoio em alguma consulta imediata, porém sempre prevalecerão as normas de segurança do serviço visando ao bem-estar do paciente.

REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS 1. Signa® MR/i™ com Signa Select™ (ASP2). Guia de Segurança 2292261-127 – GE Medical System. 2. MRI safety.com. Disponível em: www.mrisafety.com.

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15 SISTEMA DE INJEÇÃO E MEIO DE CONTRASTE Liana Guerra Sanches da Rocha Elaine Gonçalves Guerra

INTRODUÇÃO Na última década, o aumento no número de exames de ressonância magnética (RM), a incorporação de novas tecnologias e o surgimento de uma nova doença fizeram a visão sobre os meios de contraste em ressonância mudar. As novas sequências de aquisição e os próprios meios de contraste mudaram nesse tempo. Além disso, a ligação do principal agente de contraste de ressonância à fibrose nefrogênica sistêmica obrigou os profissionais do meio a modificarem rotinas já bem estabelecidas em prol da segurançadospacientes.Nestecapítulo,seráexpostoumpanoramadarotinade injeção de contraste no Hospital Israelita Albert Einstein (HIAE), apoiado

nosmeiosmaisimportantesdenormatizaçõesequalidadeinternacionais. MEIOS DE CONTRASTE Os meios de contraste em RM são necessários quando há pouca diferenciação entre tecidos patológicos e sadios pelo método de diferença entre ambientes magnéticos dos spins de hidrogênio dos tecidos, captados pe-


las diferentes sequências e ponderações do exame. Também são escolhidos quando é necessário caracterizar lesões e avaliar anormalidades de perfusão e doenças relacionadas ao fluxo sanguíneo. Inicialmenteutilizadocomoalternativaparapacientesextremamente 1

alérgicos ao exames. iodo, o2contraste atualmente é realizado de 50% dos A maioriaem dosRM contrastes afeta os temposem decerca relaxamento T1 e T2. Os mais utilizados são compostos paramagnéticos que aceleram o relaxamento T1 e levam ao aumento de contraste nas imagens.3 MEIOS DE CONTRASTE À BASE DE GADOLÍNIO Os quelatos de gadolínio são os mais populares meios de contraste em RM, formados por íons metálicos não órgão-específicos, que afetam as propriedades de sinal no entorno dos tecidos.

O gadolínio é um metalda derocha transição da série lantanídeos. É raro, de(Gd) difícil extração que interna o contém, e em dos estado sólidodecristalbrancoprateado.4Éutilizadonafabricaçãodecomponentes eletrônicos de televisores e compact discs (CD). É tóxico em sua forma livre de íon, podendo precipitar em vários tecidos, bloquear o transporte de cálcio nas células musculares e nervosas, diminuindo a transmissão neuromuscular, e também interferir com enzimas intracelulares e membranas celulares por um processo de transmetalação.2,5 Esse processo é facilitado por ácidos endógenos, especialmente zinco, ferro, cálcio e cobre, que desestabilizam o complexo de quelatos (moléculas orgânicas que dão e tornam o Gd quimicamente inerte), liberando o íon de Gdestabilidade 3+ que se deposita em tecidos como fígado e linfonodos, aumentando a meia-vida e substituindo alguns metais endógenos.2 Outro parâmetro que confere segurança é a estabilidade dos complexos deGd.Quantomaioraquantidadedequelatosassociados,menorseutempo no organismo e menor a possibilidade de transmetalação e efeitos colaterais.5 Existem dois tipos de estrutura bioquímica para os quelatos de Gd: a


lineareamacrocíclica.Tambémpodehaverdiferençadecarga,iônicaenão iônica. Os macrocíclicos, por apresentarem uma cadeia fechada com o íon Gd3+ em seu interior, são os mais estáveis e com menores efeitos colaterais emrelaçãoàcadeialinearaberta(Figura1).Jáemrelaçãoàcarga,estudos de constantes de estabilidade condicional em pH fisiológico mostram que os compostos não iônicos são mais estáveis, embora a diferença seja quase inexistenteemrazãodasbaixasdosesadministradasemexamesdeRM.2 Os complexos de Gd são hidrofílicos e excretados praticamente sem metabolização pelos rins. Sua massa molecular é baixa, o que explica a rápida passagem desse complexo no espaço intravascular através dos capilares até o espaço intersticial e o fato de sua biodistribuição não ser específica. Eles não atravessam a barreira hematoencefálica intactos. Os quelatos de Gd são excretados sem modificações por filtração glomerular passiva, sendo 95% no mesmo dia. Apenas 0,1% é excretado pelas fezes. A vida média do contraste em circulação é de aproximadamente uma hora e meia em pessoas com função renal normal. As preparações encontradas no mercado apresentam concentrações de Gd de 0,5 e 1 mmol/mL. A dose recomendada é de 0,1 a 0,2 mL/kg. Doses maiores podem ser administradas nos casos de angiorressonância eRMcardíaca.Assim,oquesevênãoéoGdemsi,masoefeitoparamag-

FIGURA 1 Exemplo de cadeias lineares (A) e macrocíclicas (B) de quelatos de gadolínio usados comercialmente .Ambos são iônicos .


nético que ele causa nos tecidos.4 Isso ocorre porque sua presença reduz os valores do tempo de relaxamento nos tecidos e vasos, aparecendo hiperintensas as imagens de ponderação T1 (Figura 2). É importante observar que a sensibilidade do Gd à ressonância é comprovadamente maior que a da tomografia computadorizada (TC) ao contraste iodado: o volume injetado é cerca de 5 a 15 vezes menor na RM que na TC, tornando-o assim mais seguro.4 Como o equilíbrio do contraste no interstício tanto de tecidos normais quanto tumorais acontece rapidamente, as imagens podem ser adquiridas de forma dinâmica, isto é, o início da aquisição é simultâneo ao início da injeção do contraste. Assim é possível visualizar o aumento gradativo da contrastação do tumor/ lesão em relação ao tecido normal, por exemplo.

A

C

B

D

FIGURA 2 Exemplo de ação de hiperintensidade do meio de contraste à base de gadolínio .A: Pré-contraste; B: pós-contraste – a seta mostra o efeito no baço; C e D: as setas mostram o efeito na artéria renal esquerda .


UmacategoriadecontrasteàbasedeGdsurgiunosúltimosanos,adicionandoaocomplexomolecularumaespecificidadeaoshepatócitos.Possuio dobrodopoderdereduçãodostemposT1,podendoserusadocomorotina deaquisiçãodefasedinâmica.Seupoderhepatócito-específicoénotadoem um tempo tardio (120 minutos), quando produz hipossinal nas lesões que nãopossuemessacélula.Essecontrasteéeliminadoporviarenalehepática eseuusotemseconcentradonaEuropaenosEstadosUnidos. OUTROS COMPOSTOS DE CONTRASTE EM RESSONÂNCIA MAGNÉTICA O Gd é, sem dúvida, o meio de contraste clinicamente mais utilizado nos dias de hoje. Entretanto, é importante citar queele não é oúnico. Outros materiais podem ter seu efeito visualizado na RM e ter utilidade clínica, como óxidos de ferro e manganês.

Óxidos de ferro Conhecidos no inglês como super paramagnetic iron oxide (SPIO), são compostosquetêmporcaracterísticaaespecificidadedeseremcaptados pelo sistema reticuloendotelial, principalmente no fígado e no baço. Os tumores têm poucas dessas células e por isso captam pouco essas partículas, em comparação com o tecido ao redor. Eles encurtam os tempos T2 (predominante) e T1 (hemangiomas hepáticos), e provocam perturbação do campo local, principalmente quando aparecem mal distribuídos ou não homogêneos. O fígado é o principal captante da dose (80% pelas células de Kupffer), seguido do baço, com 5 a 10%.

Manganês Os contrastes baseados em manganês são formados por um quelato que comprime um íon de manganês (Mn2+) margeado por um longo ligante linear. Acumulam-se nos hepatócitos e na bile quando administrados por via oral (mas também podem ser administrados por via endovenosa), pro-


duzindoaumentodorelaxamentoT1,oqueaumentaosinaldofígadonas sequências ponderadas em T1. Também têm efeito T2 menor e isso causa redução da intensidade de sinal. Como o manganês é um contraste hepatócito-específico, as lesões que não possuem essa célula ficam hipointensas em relação ao restante do parênquima. Trabalhos de metanálise têm demonstradoummaiornúmerodelesõeshepáticasdetectadascomouso desse contraste. Outro aspecto diferencial é que o fígado inicia a contrastação logo no primeiro minuto da injeção, atinge o ápice entre 5 e 10 minutos, e se mantém contrastado por horas, conferindo maior flexibilidade aos protocolos dedicados a esse órgão.2 A presença de manganês também é o fator que faz do açaí, fruto da região amazônica, uma alternativa de contraste para imagens do trato gastrointestinal por RM. Seu efeito de suscetibilidade magnética anula o sinal da alça por onde passa, em imagens ponderadas em T2, melhorando imagens de de RM, pordo exemplo. Com seu efeito de hipersinal emcolangiopancreato T1, prevê-se no futuro o uso açaí para estudos de trânsito intestinal por RM. MÉTODOS DE INJEÇÃO DE CONTRASTE EM RESSONÂNCIA MAGNÉTICA OcontrastedeRMérealizadoporviaendovenosa.Outrasviasdeinjeção são contraindicadas pelos fornecedores. A exceção é a injeção intra-articular para exames de artro-RM. Os compostos à base de Gd apresentam baixa viscosidade e as doses recomendadas levam até 0,3 mL/kg, geran-

do um volume pequeno, principalmente se comparado ao contraste iodado da TC. O local de injeção deve ser preferencialmente o membro superior, mas outros acessos periféricos podem ser utilizados em situações específicas. Cateteres centrais podem ser utilizados na injeção manual do contraste, com a correta assepsia e heparinização posterior. A injeção do contraste pode ser feita manual ou mecanicamente, por meio de uma bomba de injeção eletrônica. Nela, podem-se programar o


volume de injeção e sua velocidade, mantendo assim um fluxo contínuo e controlado da entrada do meio de contraste. O meio de contraste no tecido diminui seus tempos de relaxamento. A injeção por via venosa fará a distribuição desse agente por toda a vasculatura e pode difundir-se entre os sempre os valores de T1. Modelos matemáticos sãotecidos, utilizados para alterando medidas específicas da cinética desse contraste, permeando os tecidos ou dentro dos vasos. Os métodos de injeção devem acompanhar o protocolo utilizado para a região estudada. Eles podem variar entre injeção padrão, injeção dinâmica e injeção angiográfica.

Injeção padrão É a injeção realizada para contraste de espaços intersticiais gerais, como músculos, articulações, cabeça e pescoço. O tempo desim, chegada do contraste nessas regiões não é a situação prioritária, mas, o preenchimento das vias pelo contraste administrado. A injeção pode ser manual, com leve pressão, permitindo o uso de cateteres finos.

Injeção dinâmica É a injeção realizada de forma concomitante à aquisição das imagens de uma região específica e permite a medida de densidade, integridade e irrigação da vasculatura dos tecidos.6 É utilizada para estudos perfusionais, de mama, hipófise, abdome, tórax e pelve. Nesse tipo de injeção, éa necessária aquisição de imagens em três tempos distintos: primeiro, imagem doalocal de interesse sem contraste endovenoso; segundo, a mesma localização durante a injeção do contraste, com resolução temporal suficiente para captar a passagem deste pela região diversas vezes; e terceiro, uma fase de equilíbrio, o pós-contraste. Com esse método, é possível estudar o comportamento da perfusão do contraste por aquele tecido, sadio ou não, além de realizar medidas de tempo médio de con-


trastação(feitonaperfusão,porexemplo,paraavaliaráreasdeisquemia recente), caracterizar a velocidade com que o contraste entra em uma lesão (wash in) e depois sai (wash out ) – importante para a caracterizaçãodamalignidadedelesõesdemamaefígado–,emelhorarocontraste entreotecidoeasprováveislesões,comonahipófise,emquealgumaslesões possuem intensidade de sinal semelhantes à do tecido normal, mas contrastam posteriormente ao tecido da glândula, ficando evidente em estudos desse tipo (Figura 3).

Injeção angiográfica É o método em que é necessária a captura da passagem do bolus de contraste durante seu percurso e o preenchimento de um vaso, seja artéria ou veia. Normalmente, essa injeção é realizada mecanicamente com a bomba injetora, para garantir sempre a mesma velocidade, e, assim, melhor contraste no vaso.

FIGURA 3 Sequência de aquisição dinâmica de contraste para glândula hipófise .A resolução espacial é menor para aumentar a resolução temporal .


Para a aquisição da fase arterial, é preciso saber que, a partir de um acesso periférico venoso, o contraste fará a chamada primeira passagem, pelo ventrículo direito e pulmões, e será diluído pelo influxo de veias como a cava inferior, seguindo o percurso para o átrio esquerdo e o ventrículo atingindopara a artéria aorta ee daí seguindo todo oe corpo, esquerdo, seja superiormente o pescoço a cabeça pelaspara carótidas vertebrais, seja por seus ramos abdominais. Depois de percorrer o sistema arterial, segue para o venoso, realizando a segunda passagem. Assim, para se estudar um certo vaso, é necessário adquirir a imagem no momento exato da passagem do contraste menos diluído pelo órgão/ vaso.Hojeemdia,duastécnicassãomaiscomumenteaplicadasparaque essa aquisição seja feita de maneira segura: teste do tempo de bolus e contraste em tempo real.

Teste do tempodose de bolus Uma pequena de contraste (cerca de 2 mL) é injetada enquanto se adquiremimagensemsérietemporalrápidadaáreaaserestudada.Com o uso de ferramentas de medida, é possível visualizar o pico de contrastação dentro da artéria e quando acontece na escala de tempo. Esse resultado deve ser empregado na fórmula: Tempodeinício=tempodopicoarterial–tempocentroK+tempodelta Em que: tempo de início = início da sequência injeção contraste; po do pico arterial: resultado adquiridoapós do teste dede bolus; tempotemcentro K = tempo em que a sequência atinge o espaço K, em geral de 8 segundos; tempo delta = para adição ou subtração de fatores que podem inferir no tempo de contrastação. Geralmente, o tempo delta é deixado como zero, para evitar contaminação venosa.7 Nas Figuras 4 e 5, é demonstrada essa técnica.

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FIGURA 4 Imagens ao longo do tempo para cálculo de tempo de contraste para angio-RM de artérias carótidas .As setas brancas mostram o aumento da concentração de contraste no sifão carotídeo .A seta cinza mostra o retorno venoso .

FIGURA 5 Cálculo do tempo de contraste máximo na artéria . O ROI (área de interesse) marca a localização do vaso na fase de maior contraste (à esquerda) e o gráfico (à direita) mostra onde isso ocorreu ao longo do tempo (círculo branco) – 21 segundos .


Tempo real Nesse sistema, antes da injeção do contraste, é possível visualizar todo o campo de visão (FOV – field of view) determinado na aquisição em imagens de baixa resolução espacial, mas adquiridas na velocidade de 1 corte por segundo. Assim, tem-se a visualização em tempo real da injeção do contraste, do fenômeno de primeira passagem e a chegada do bolus na região escolhida. Nesse momento, aciona-se a sequência programada, no tempo exato desejado, iniciando a aquisição do volume. Esse processo assemelha-se à fluoroscopia realizada por raios X (Figura 6). Em ambas as técnicas, o resultado buscado é o máximo de contrastação no vaso de estudo, com preenchimento homogêneo e sem contaminação. Contaminação seria o contraste na segunda passagem, que já alcança veias e interstício e atrapalha a visualização.

FIGURA 6 Exemplo de aquisição de contraste em tempo real para RM hepática .A série temporal rápida mostra o contraste hiperintenso (setas) na primeira passagem pelo coração e descendo pela aorta torácica e abdominal . Quando alcançar o nível das artérias renais, a série volumétrica é disparada .

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REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS 1. Karam MAH. Risco de fibrose sistêmica nefrogênica com o uso de contraste à base de gadolínio em doença renal crônica. J Bras Nefrol 2008; 30(1):66-71. 2. Bellin MF. MR contrast agents, the old and the new. Eur J Radiol 2006; 60(3):314-23. 3. Leung K. Gd-DOTA-c (Cys-Arg-Gly-Asp-Cys). In: Molecular Imaging and Contras t Agent Database (MICAD) [Internet]. Bethesda (MD): National Center for Biotechnology Information (US); 2004-2012. 4. Elias Jr J, Santos AC, Koenigkam-Santos M, Nogueira-Barbosa MH, Muglia VF. Complicaçõesdousointravenosodeagentesdecontrasteàbasedegadolíniopararessonância magnética. Radiol Bras 2008; 41(4):263-7. 5. Mundim JS, Lorena SC, Abensur H, Elias RM, Moysés RMA, Castro MCM et al. Fibrose sistêmica nefrogênica: uma complicação grave do uso do gadolínio em pacientes com insuficiência renal. Rev Assoc Med Bras 2009; 55(2). 6. Yankeelov TE, Gore JC. Dynamic contrast enhanced magnetic resonance imaging in oncology: theory, data acquisition, analysis, and examples. Curr Med Imaging Rev 2009; 3(2):91-107. 7. Menke J. Carotid MR angiography with traditional bolus timing: clinical observations and Fourier-based modelling of contrast kinetics. Eur Radiol 2009; 19:2654-62.

16 CONTRAINDICAÇÕES E REAÇÕES ADVERSAS AO MEIO DE CONTRASTE Fernanda Silva Magão Wanderlir Alves Farias

A ressonância magnética (RM), por ser um método baseado em campos magnéticos gerados pelas moléculas de água no organismo, adquire um sinal mais forte justamente em razão da interação do quelato de gadolínio(Gd)comessasmoléculasdeágua,permanecendonoorganismopor tempo suficiente para a obtenção de imagens mais nítidas. OGdéumelementoquímicometálico,maleável,deestruturaquímica hexagonal, da família dos lantanídeos. Possui aspectos semelhantes aos do aço e propriedades supercondutoras e é quimicamente ativo, com um forteefeitosobreostemposderelaxamentoT1eT2,reduzindo-os–oque promove um realce pelo contraste nos exames de RM. Por sua toxicidade naformaiônica,éusadocomoumquelato,ouseja,asmoléculasgrandes (complexo ligante) formam um complexo estável ao seu redor. O quelato reduz a chance de toxicidade, e a frequência de reações adversas é baixa. Os meios de contraste paramagnéticos são largamente utilizados e seguros, mesmo em pacientes com função renal comprometida. Esses contrastes são rapidamente eliminados em pacientes com


função renal normal, mas em pacientes com insuficiência renal, a meia-vida é prolongada (34 a 53 horas).

INDICAÇÕES E CONTRAINDICAÇÕES Antes de mencionar as contraindicações para o uso do contraste em um examedeRM,énecessárioconhecerasindicaçõesbásicasparaoseuuso. A maioria dos agentes de contraste utilizados para exames de RM é à base de quelatos do íon paramagnético de Gd. Em especial, é indicado especial, para demonstração de tumores e esclarecimento diagnóstico diferencial adicional,1 como em suspeita de meningeoma, neurinoma, metástase, adenomas, aneurisma, trauma e fratura, entre outras doenças. É utilizado para estudo de qualquer parte do corpo: crânio, coluna, órgãos torácicos e abdominais, membros superiores e inferiores. Não há uma contraindicação absoluta para o uso do contraste, mas, antes que qualquer de contraste injetado, o aos paciente ser questionado sobre ameio história de alergia,seja sensibilidade meiosdeve de contraste, asma brônquica, insuficiência renal e gestação. Parapacientescomhistóriadealergias,pode-seconsideraraadministraçãoprofiláticadeumanti-histamínicoe/ouglicocorticoide,senecessário.

REAÇÕES ADVERSAS Reações adversas associadas ao uso do Gd geralmente são de intensidade leve a moderada, podendo causar náusea, vômito, cefaleia, vertigem e reações no local da injeção (dor, sensação de frio e ou calor).1 Já os casos de laringoespasmo, choque anafilático e reações adversas tardias são raros. É comum ocorrer uma reação adversa em pacientes que já tiveram reações prévias a qualquer tipo de contraste de uso interno, seja Gd ou contraste iodado. Ansiedade, dor e estado de excitação podem dar srcem a efeitos colaterais ou intensificar reações relacionadas ao meio de contraste. Por isso, é indicado evitar esses estados emocionais e tranquilizar o paciente.1


Pacientes com asma também têm maior probabilidade de reação adversa.Emgestantes,háumapequenapassagemplacentáriadocontraste, teoricamente sem risco ao feto, porém não há trabalhos confirmando a biossegurança. É necessário ponderar o custo-benefício, mas em geral nãoEmserelação deve utilizar a mãeso método. lactantes, ainda não foram publicados estudos definitivos, nem relatos de dano ao recém-nascido, pois o Gd é transferido para o leite em quantidade mínima (no máximo 0,04% da dose administrada)1. Não há problema em manter a amamentação após a injeção do Gd, porém pode haver mudança no sabor do leite, prejudicando a aceitação. Por isso, recomenda-se interromper a amamentação por um tempo não inferior a 12 horas, desprezando o leite nesse período. Se for possível, deve-se retirar uma quantidade de leite previamente e oferecê-la nas duas primeiras mamadas. Em utilização recém-nascidos, recomenda-se a não de injetor automático.o ajuste da dose conforme o peso e

FIBROSE NEFROGÊNICA SISTÊMICA Deve-se avaliar cuidadosamente a relação risco-benefício em pacientes com alterações da função renal por meio de exames laboratoriais, pois há relatos de fibrose nefrogênica sistêmica (FNS) associada ao uso do Gd. A FNS é uma doença sistêmica e, como o nome indica, causa fibrose tecidual generalizada na derme, na fáscia subcutânea e nos músculos estriados. Também pode causar fibrose em pulmões, miocárdio e fígado, sendo progressiva e até mesmo fatal. Tem sido observada nos pacientes com insuficiência renal em grau moderado ou avançado. A FNS foi inicialmente identificada pelo Dr. Shawn Cowper em 1997, em uma unidade de transplante renal na Califórnia. Inicialmente, a doençaeradenominada“dermopatiafibrosantenefrogênica”,mas,após o aparecimento de novos casos com envolvimento sistêmico, a terminologia foi modificada.2


Em janeiro de 2006, iniciaram-se as notificações oficiais de casos de FNS que sugeriam uma relação com contrastes de Gd usados em RM.3 Em agosto de 2006, o Food and Drug Administration (FDA) publicou orientações aos médicos quanto aos cuidados no uso de contrastes com Gd em pacientes renaisem crônicos; em dezembro do mesmo ano,FNS notificou ter recebido 90 relatos que esses pacientes desenvolveram após RM com Omniscan, Magnevist e Optimark.3 É importante lembrar que o efeito do Gd não está relacionado a uma única administração, mas à dose cumulativa administrada ao paciente.4 OmecanismopeloqualoagenteparamagnéticoestáenvolvidonafisiopatologiadaFNSaindaéincerto,emboraváriosautoresdefendamahipótesede quediferentespropriedadesfísico-químicasdoGdlevariamaumadeposição doíondegadolínio(Gd3+)livrenapeleenosórgãos,induzindoàfibrose.Assim, pacientes com insuficiência renal severa demoram mais para eliminar o 5 agenteparamagnéticodocorpoeporissopodemdesenvolverFNS. Existem basicamente dois compostos químicos de Gd: o linear e o macrocíclico. O composto linear se dissocia mais fácil e rapidamente, liberando o íondeGd3+livre(tóxico)doquelato.Ocompostomacrocíclicoéconsiderado termodinamicamentemaisestávelecomdissociaçãomaislenta.Porsuatoxicidadedesuaformaiônica,oGdéutilizadocomumquelato.Algunsautores discutemainfluênciadoGdcirculante(Gd3+)nodanotecidualoumesmona própriareaçãodoquelatocomíonsmetálicosendógenos(fosfato,zinco).5 Ainda quanto à carga, os compostos podem ser iônicos ou não iônicos. Pelo fato de os compostos lineares não iônicos sofrerem com maior faci-

lidade a transmetalação (liberação do Gd+3 trocado por outros cátions, como zinco e cobre), são produzidos com maiores quantidades de quelatos na sua estrutura, diferentemente dos compostos cíclicos iônicos, que liberam menos Gd+3 e não necessitam de grandes quantidades. A Figura 1 mostra a área de fibrose em um paciente renal crônico submetido à RM com contraste. Para minimizar o risco, os pacientes devem serestratificadosconformeocálculodoclearancedecreatinina(Figura2).


FIGURA 1 Fibrose . 6

FIGURA 2 Fórmula para o cálculo do clearance de creatinina .6

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Após o cálculo do clearance, deve-se obedecer à seguinte regra: •

clearanceestimadomenorque30mL/min:écontraindicado,salvoem

casos excepcionais em que o radiologista autoriza o uso do contraste; está classificado como alto risco; •

clearance entre 30 e 60 mL/min: o radiologista avalia o risco-benefí-

cio. Deve-se utilizar o contraste cíclico e fazer hidratação com 250 mL desorofisiológicoporviaendovenosaanteseapósousodocontraste; está classificado como risco intermediário; • clearance estimado acima 60 mL/min: pode-se utilizar o contraste; está classificado como baixo risco. Uma vez estabelecido que deverá ser injetado o Gd em pacientes com FNS, recomenda-se o ajuste da dose pela metade.

REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS

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fibrose sistêmica nefrogênica (FNS). Jornal da Imagem. Setem-

bro/2007. 6. Sadowski EA, Bennett LK, Chan MR, Wentland AL, Garrett AL, Garrett RW et al. Nephrogenic systemic fibrosis: risk factors and incidence estimation. Radiology 2007; 243:148-57. 7. CKD EPI & MDRD GFR Calculator. Disponível em: www.nephron.com/mdrd/default. html.

17 PARÂMETROS DE AQUISIÇÃO E RECONSTRUÇÃO DAS IMAGENS DE RESSONÂNCIA MAGNÉTICA Joyce Prado de Oliveira Moura Liana Guerra Sanches da Rocha Wanderlir Alves Farias

INTRODUÇÃO Na rotina clínica, os parâmetros são colocados dentro das sequências determinadas pelos protocolos de cada serviço. Esses protocolos possuem ajustes necessários, porém é importante conhecer as definições de cada um deles para que, em determinados momentos, eles possam ser alterados com destreza. FORMAÇÃO DE IMAGENS Existem algumas definições importantes quando se trata de formação de imagens.

Definindo o espaço K O espaço K é uma área na qual são armazenados dados do início ao fim do exame do paciente. As linhas do espaço K são preenchidas e isso é determinado pelo número de diferentes inclinações de codificação da fase em que são aplicadas. O espaço K é formado por dois eixos perpendiculares entre si: o eixo horizontal (chamado de fase) e o eixo vertical (cha-


mado de frequência); então, pode-se dizer que o espaço K armazena as informações sobre a frequência de um sinal e o local de onde ele provém no paciente (localização espacial). A frequência é definida como alteração de fase por unidade de tempo e é medida em radianos; a unidade do espaço K é radianos por cm (Figura 1). Todas as vezes que é feita uma codificação de frequência ou de fase, os dados são colhidos e armazenados nas linhas do espaço K. Posteriormente, esses dados produzirão uma imagem do paciente. As linhas do espaço K, em geral, são preenchidas sequencialmente, ou seja, de cima para baixo ou de baixo para cima. Todavia, o espaço K também pode ser preenchido do centro para fora (cêntrico) ou das margens para dentro. O espaço K é simplesmente uma área em que são armazenados dados até que o exame termine − quando a aquisição de dados está completa no espaço K, eles serão convertidos em imagens. Essa conversão se dá pela transformação de Fourier.

Matriz Repolarização

Eixo de frequência

Defasagem

Pico e s a f e d o x i E

Imagem em espelho no eixo negativo FIGURA 1 Esquema do espaço K .1


Parafalardematriz,énecessáriorelembrarqueaunidadebasedeumaimageméumpixel, representadoemduasdimensões,equetambémexpressaa unidadedesuperfíciedeumdeterminadotecidodopaciente.Ovoxelrepresenta um volume unitário de tecido do paciente e é determinado pela área unitária depixel superfície (pixel) multiplicada pela espessura de of corte 2).Aáreade édeterminadapelocampodevisão(FOV– field view(Figura ),e pode-sedizerqueoFOVéaanatomia(área)queseráestudada. Se a unidade base de uma imagem digital é um pixel, vale dizer que o brilho do pixel representa a potência do sinal da imagem de ressonância geradaporumaunidadedevolumedotecidodopacienteque,comodito, é determinado pela área do pixel e pela espessura dos cortes. A área do pixel é definida pelo tamanho do FOV e pelo número de pixels no FOV ou na matriz. A matriz é determinada pelo número de amostras de frequência colhidas e pelo número de codificações desendo fase efetuadas. ser desmembrada em matriz grossa e matriz fina, a primeiraPode formada por um baixo número de pixels no FOV e a outra, por um número elevado. Esse raciocíniopodevalertambémparaovoxel,ouseja,umamatrizgrosseira é formada por um baixo número de voxels e uma fina, por um número elevado. Por meio da matriz, é possível determinar o tempo de exame e o FOV, além da resolução da imagem. Pode-se dizer então que: quando se tratar de resolução espacial aumentada, a matriz da imagem é igual a matriz fina e pixel pequeno (Figura 3); • quandosetratarderesoluçãoespacialdiminuída,amatrizdaimagem é igual a matriz grossa e pixel grande (Figura 3); • matriz simétrica é igual a FOV quadrado. •

Resolução espacial

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Volume de voxel

Voxel

Área do pixel

Matriz de imagem FIGURA 2 Representação de matriz 4

4 .1

Resolução espacial aumentada

A

Resolução espacial diminuída Matriz fina

Matriz grosseira

Pixel

Pixel

pequeno

B

grande

FIGURA 3 Representação de matriz com oito codificações de fase .A: Resolução espacial aumentada; B: resolução espacial diminuída . 1


É importante lembrar que o termo resolução espacial está diretamente ligado ao tamanho do voxel, ou seja, voxels pequenos geram uma boa resolução espacial. As estruturas pequenas podem ser bem diferenciadas; enquanto voxels grandes levam a uma baixa resolução espacial, as pequenas estruturas não são tão bem definidas. Em grandes voxels, a intensidade de sinais individuais é levada a uma média conjunta e não representada como distinta no voxel, levando à obtenção de um volume parcial. O tamanho do voxel é afetado por espessura dos cortes (quanto mais fino o corte, melhor é a resolução) e detalhamento de pequenas estruturas no plano de seleção de cortes; em contrapartida, aumentar a espessura dos cortes diminui a resolução espacial e aumenta a obtenção de volumes parciais.

Campo de visão (ou field of view) Ostecidospodemtermaisoumenoshidrogênio.Emgrandesáreas,mais hidrogênio participa da formação de imagem, ocorrendo um aumento de sinal. O FOV pode ser simétrico-quadrado ou assimétrico-retangular. Já se sabe que os protocolos estão estabelecidos de acordo com os serviços, porém deve-se adequar os parâmetros das sequências quando for necessário. Caso seja necessário ajustar o FOV, deve-se observar se ele está abrangendo toda a área do estudo. Estruturas pequenas devem ser adequadas a FOV pequenos, desde que as bobinas específicas sejam usadas conforme o tamanho do FOV. Cortes finos e matriz alta são fatores que estão ligados e colaboram para um excelente exame. Espessura de corte (thickness)


A espessura de corte tem extensa relação com a quantidade de hidrogênionostecidos.Atualmente,trabalha-secadavezmaisparaproduzirtécnicas com alta resolução; sequências volumétricas deixam as espessuras mais finas, possibilitando reconstruções tridimensionais.

Número de excitação O número de excitação (NEX) é o número de vezes em que são coletados dados com a mesma inclinação do gradiente codificador de fase. Quanto mais NEX, maior o tempo da sequência.

Parâmetros de aquisição de imagem Os parâmetros de aquisição de imagem dividem-se em primários e secundários. Os primários são: tempo de repetição (TR), tempo de eco (TE),tempodeinversão(TI),flip angle,espessuradocorte,espaçamento, band widht (BW), FOVx e FOVy e NEX; os secundários são: relação sinal-ruído, tempo de varredura, cobertura anatômica, resolução e contraste da imagem. Alterando os parâmetros primários, alteram-se também os secundários. O ajuste desses parâmetros pode influenciar na relação sinal-ruído, que é a razão da amplitude do sinal recebido para a amplitude média do ruído. O sinal é a voltagem induzida na bobina receptora pela precessão do vetor de magnetização efetivo no plano transverso. O ruído é gerado pela presença do paciente no magneto e pelo ruído elétrico de fundo do sistema.

Contraste entre substância/relação sinal-ruído É a diferença de sinal que ocorre nos tecidos do corpo. A relação sinal-ruído é um fator importante na qualidade de imagem, pois mostra a diferença entre áreas de sinais fortes e de sinais fracos.

Resolução temporal Em ressonância, as sequências devem ter o menor tempo possível, mas


com uma qualidade de relação sinal-ruído adequada para o diagnóstico de possíveis alterações. Os parâmetros relacionados ao tempo são: NEX, retangular FOV, flip angle, echo train. Quanto maior o NEX, melhor a qualidade da imagem; contudo, prolonga o tempo de exame. O FOV cobre toda a área de interesse quando se realiza o exame e, ao usar o retangular FOV, deve-se observar que fase e frequência estão sendo utilizadas, além do tamanho do FOV, para que não ocorra o dobramento da imagem. O retangular FOV faz com que o tempo do exame diminua, porém também diminui o sinal-ruído. O flip angle controla o grau de magnetização transversal criado, que induz um sinal na bobina. O echo train (“trem de ecos”) funciona como um acelerador, ou seja, na sequência spin eco rápida, o tempo de exame é reduzido ao efetuar mais de uma etapa de codificação de fase e preencher subsequentemente mais de uma linha do espaço K por TR. Isso é feito pelo uso de uma sequência de ecos que consiste em vários pulsos de restituição de fase de 180°. A cada retorno é produzido um eco e realizada uma etapa de codificação de fase diferente. Na RM, quando existe o ajuste de alguns parâmetros, há perdas e ganhos na hora de fazer o exame. Cabe ao profissional ponderar o que é mais importante no momento. Para resumir, quando se trata de melhorar a relação sinal-ruído, trabalha-se com os parâmetros apresentados na Tabela 1.

Paramelhorararesoluçãoespacial,ajustam-seosparâmetrosdaTabela2.

254


TABELA 1 Parâmetros para melhorar a relação sinal-ruído na RM Ajuste Avaliando as consequências

 NEX

 Tempo de scan

 Matriz

 Tempo de scan  Resolução espacial

 Espessura de corte

 Resolução espacial

 BW  FOV

 TE  Chemical shif  Resolução espacial

 TR

 T1  Número de slices

 TE

 T2

NEX: número de excitações; BW: band width; FOV: field of view.

Por fim, para diminuir o tempo do exame, alteram-se os parâmetros TABELA 2 Ajustes para melhorar a resolução espacial da RM Ajuste Avaliando as consequências

 Espessura de corte

 S/R

 Matriz  FOV

 S/R  Tempo de scan  S/R

FOV: field of view ; S: sinal; R: ruído .

Assim, conclui-se que o manejo e um bom conhecimento técnico são fatores que influenciam diretamente na qualidade de imagem. TABELA 3 Alteração para diminuir o tempo do exame Ajuste Avaliando as consequências

 TR

 S/R  T1  Número de slices

 Codificações de fase

 S/R  Resolução espacial

 NEX  Número de slices em 3D

 S/R  Artefato de movimento  S/R

NEX: número de excitações; S: sinal; R: ruído .

REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS 1. Westbrook C, Kaut C. Ressonância magnética. 2.ed. Rio de Janeiro: Guanabara Koo-


gan, 2000. 2. Haacke EM, Brown RW, Thompson MR, Venkatesan R. Magnetic resonance imaging: physical principles and sequence design. New York: J. Wiley & Sons, 1999. 3. Rink PA. Ressonância magnética: o livro-texto do European Magnetic Resonance Forum. 5.ed. Livraria Santos, 2004. 4. Bushong SC. Radiologic science for technologists: physics, biology and protec tion. 8.ed. St Louis: Elsevier Mosby, 2004.

255

ÍNDICE REMISSIVO

câmara de cintilação 33 anafiláticos 159 aquisição 196

carga elétrica 195 centro de rotação 53

áreas de restrição 1, 2, 3 e 4 217

clearance 246

artefatos 121

codificação da fase 247

artro-RM 234

colimação 99

atividade radioativa 18

colimador 34 contraindicações para o uso de contraste 242

betabloqueadores 167 bioefeitos 216 biossegurança 215 blocos de detectores 60 band widht (BW) 252

calibrador de dose 32

contraste 145, 230, 242

decaimento radioativo 9 derivação ventrículo-peritoneal (DVP) 226 detectores 101 diferença 199

258


dispositivo intrauterino (DIU) 226 dose absorvida 19

gantry 96

Geiger-Müller 31 gerações 89 gestantes 224

efetiva 19 equivalente 19 helicoidal 93 hidrogênio 189 echo train 253

história 189

efeitos biológicos 140

Hounsfield 110

endovenosa 234 energia 200 espaçamento 252 espaço K 247

implante coclear 226 implantes metálicos 219

espalhamento 58

injeção angiográfica 235

eventos randômicos 58

injeção dinâmica 235

exposição à radiação 18

injeção padrão 235 insuficiência renal 244 intensidade 197

fast spin eco 210

inversion recovery 211

fibrose nefrogênica sistêmica 243

iônicos 146

field of view (FOV) 249

fixadores ortopédicos externos 226 flebite 169

kilovoltagem 112

flip angle 252

fluordeoxiglicose 55 frequências 201

linear 230 linha de resposta 57

gadolínio 230, 241

macrocíclica 231

fotomultiplicadoras 35

ÍNDICE REMISSIVO

maquiagem definitiva 225 marca-passo 222 cardíaco 225 matriz 37, 108, 249

precessão 201 profilaxia 157 projeção de maior intensidade (MIP) 175

meia-vida 10

de mínima intensidade (MINIP)

métodos 195

176, 177

miliampères 113

proteção radiológica 17

momento magnético 198

prótese peniana 226

movimento circular 200

ptose 167

multidetectores 102 de CZT 36 quelato 241 não iônicos 146 neuroestimulador 226 número

radiação(ões) corpusculares 7

atômico 6

eletromagnética 9

de excitação (NEX) 252

gama 9 ionizante 127 radioatividade 7

oral 150 osmolalidade 157

radiofrequências 189 radioisótopos 7 radiológicos 145 radioproteção 126

pads 223

raios X 97

partículas elétricas 197

reações adversas 242

piercing 225

reconstrução(ões)

pitch 114

iterativas 64

pixel 38

multiplanar (MPR) 176

port-o-cath 225

reformatação 183

potência 196, 200

rejeitos radioativos 28

259

260


resolução 117 energética 49 espacial 117, 251 temporal 253 resultante 200 retal 150 rotação 197

T2 208 tecidos 190 tempo de eco (TE) 252 de inversão (TI) 252 de repetição (TR) 252 real 239 teste de bolus 237 thickness 252

sensibilidade 52 sequência(s) 191 de gradiente 209 sinograma 42 spin eco 209, 210

tomografia 182 três dimensões (3D) 176

uniformidade 50

stents 225

zona de segurança 216 T1 207

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