8. Mamografia: Equipamento e Física Básica

Mamografia: 8

 

Equipamento e Física

 

Básica

 

No fim da década de 1980, o American College of Radiology (ACR) desenvolveu o Programa de Acreditação em Mamografia (MAP). Inicialmente como programa voluntário, o MAP foi um esforço para padronizar e aumentar a qualidade da mamografia e do equipamento mamográfico. Em 1992, o Congresso dos EUA sancionou a lei Mammography Quality Standards Act (MQSA) e atribuiu a Food and Drug Administration (FDA) a tarefa de estabelecer diretrizes e supervisionar a qualidade básica do equipamento mamográfico e das instalações de mamografia nos Estados Unidos. O FDA, por sua vez, certificou várias organizações para que realizassem as inspeções exigidas de equipamentos e instalações. A primeira a ser certificada e o maior organismo de acreditação é o MAP do ACR. Diversos estados também foram certificados para credenciar serviços de mamografia.

O ACR revê periodicamente as exigências do equipamento de

mamografia e formula especificações detalhadas como parte do MAP (1). As especificações evoluíram ao longo do tempo, e o leitor pode consultar o ACR e o FDA para obter orientação e informações atualizadas. Como as especificações mudarão à medida que ocorrerem avanços tecnológicos, este capítulo discute os princípios gerais dos exames de imagem obtidos com raios X, muitos dos quais não mudam. Outra referência valiosa é o resumo do Categorical Course in Physics de 1993-1994 da Radiological Society of

North America, Technical Aspects of Breast Imaging (2). Mais recentemente, Hendrick e Berns produziram uma análise detalhada da otimização das imagens na mamografia com filme/écran para aqueles que

buscam maiores detalhes (3). As últimas informações sobre exigências do ACR podem ser encontradas em http://www.acr.org/departments/stand_accred/accreditation/mammo/mamm o.html.

As especificações mais recentes sobre o equipamento mamográfico podem ser encontradas em http://www.acr.org/departments/stand_accred/accreditation/qcm/doc/mqsa_ eqpt_rqmts.doc.

Embora sistemas de mamografia digital sejam comercializados, eles ainda não substituíram os sistemas de filme/écran convencionais em virtude do seu custo elevado, da necessidade de sistema de arquivamento digital e do fato de que, afora a melhora logística, a mamografia digital não demonstrou maior capacidade de detectar câncer de mama do que a mamografia convencional (ver Mamografia Digital). Mostrou-se que os sistemas de mamografia digital são equivalentes, na detecção e análise de lesões, aos sistemas com filme/écran, mas ainda não está claro se são superiores. Quando a tomossíntese mamária digital estiver comercialmente disponível, haverá uma mudança rápida para essa nova tecnologia digital (ver Tomossíntese Mamária Digital), porque os dispositivos de mamografia digital tridimensional aumentarão a detecção de câncer de mama (sensibilidade) e ao mesmo tempo reduzirão a taxa de falso-positivos (especificidade). Não obstante, a geração de raios X, a física de interação dos raios X com tecidos mamários e a conversão dos raios X que deixam a mama em uma imagem mamográfica continuarão a seguir os princípios físicos básicos descritos adiante.

 

PRINCÍPIOS BÁSICOS DE MAMOGRAFIA DE ALTA RESOLUÇÃO

O objetivo final da mamografia é produzir imagens detalhadas das estruturas internas da mama permitindo a detecção antecipada de câncer de mama. Como é necessário obter detalhes finos, o processo requer imagens com alta resolução espacial. Como as diferenças inerentes na atenuação dos raios X (contraste tecidual) entre tecidos mamários normal e enfermo são muito pequenas, a mamografia de alta qualidade exige a capacidade de aumentar essas diferenças e gerar alta resolução do contraste. A produção de tais imagens envolve interação complexa de muitos fatores inter-relacionados (Fig. 8.1).

Cada componente da seqüência do procedimento influencia a imagem resultante e pode interferir na capacidade de detectar câncer de mama incipiente. Por fim, a imagem é formada pelo detector, e são as exigências deste que determinam os parâmetros do exame. As combinações de filme/ écran, por exemplo, exigem exposição suficiente para garantir que quando a imagem for processada a figura resultante seja otimizada para visualização em um negatoscópio. Esse processo tem desvantagens inerentes porque as características do filme como meio de visualização ditam os vários componentes da seqüência do exame e os valores de exposição. O desenvolvimento da mamografia digital permite maior otimização dos parâmetros de exposição porque a geração da imagem e a visualização são independentes de exposição.

Fig. 8.1 Cadeia de produção de imagens da mamografia. Mamografia convencional requer que todos os componentes da seqüência da imagem sejam realizados adequadamente. Isto inclui o dispositivo de raios X e seus componentes, como o tubo de raios X e seu catodo, anodo, ponto focal, janela, filtração, colimação, distância foco-imagem (DFI), sistema de compressão e controle automático da exposição (AEC) (A); o detector e seus componentes, como chassi, filme e écran; ou o detector solid-state, o processador do filme e seus componentes; e o sistema de interpretação (negatoscópio ou display do computador). Todos esses componentes estão inter-relacionados. Alterações em qualquer ponto da seqüência podem influenciar a operação dos demais elementos. Embora o detectar e o modo de apresentação sejam diferentes entre mamografia convencional (B) e mamografia digital (C), as interações dos componentes do sistema devem ser cuidadosamente compatibilizadas e ajustadas.

 

O filme possui uma resposta sigmóide complexa a exposição aos raios X e à luz que os fótons estimulam no écran de intensificação. Como baixos níveis de exposição produzem pouca alteração no filme, há pouco contraste entre os tecidos de alta atenuação dos raios X (as áreas brancas do filme) em razão das características do filme na extremidade inferior da curva. Para amplificar as diferenças de atenuação entre tecidos normais e lesões malignas e proporcionar contraste nas áreas de alta atenuação da mama (os tecidos fibroglandulares), é necessária maior exposição para mover-se até a parte da curva de Hunter e Driffield (H&D) (Fig. 8.2) onde pequenas alterações na quantidade de radiação que chega ao detector geram grandes alterações no escurecimento do filme (maior contraste). Isto pode ser visto comparando-se a densidade óptica no filme ao contraste em um gráfico da função gama. A imagem ideal está no ápice do gráfico. O contraste é melhor quando o ápice é alto e está sobre uma ampla faixa de densidade óptica. Isto corresponde às exposições que registram a atenuação dos raios X na parte linear de inclinação mais íngreme da curva H&D, na qual pequenas diferenças no contraste tecidual são amplificadas. Em exposições altas, as alterações na densidade do filme começam a se nivelar (o “ombro” da curva) e o contraste deixa de ser amplificado. A extremidade inferior e o “ombro” da resposta do filme a luz representam as áreas onde o contraste é mais deficiente e estão relacionados com as limitações do filme.

A aquisição digital direta de uma imagem de raios X não é restrita dessa forma porque a exibição da imagem não é afetada pelos fatores implicados na sua aquisição. Detectores digitais possuem essencialmente uma resposta linear a fótons de raios X, seja qual for o nível de exposição. Isto permite separação máxima por contraste e maior capacidade de explorar métodos ainda melhores de obter imagens da mama com raios X.

 

Fig. 8.2 Essas curvas de Hunter e Driffield (H&D) relacionam a quantidade de exposição com a densidade (escurecimento) do filme para um sistema (S) com escala cinza mais longa e menos contraste do que (F), que representa um filme mais rápido (menos exposição é necessária para o grau de escurecimento) com maior contraste (a curva ascende mais rapidamente com quantidades crescentes de exposição).

 

É

Exames de Imagem com Filme e Écran

Haus (4) resumiu os vários componentes da imagem mamográfica com filme e écran. Ele dividiu a nitidez radiográfica em contraste e borramento (blur; “baixa nitidez”).

 

Contraste

O “contraste relativo” inerente é a diferença na atenuação dos raios X dos diversos tecidos mamários atravessados pelos raios X em relação aos tecidos adjacentes, e é determinado por sua espessura, densidade e composição atômica. O contraste que pode ser demonstrado por uma imagem correlaciona-se com a transmissão de raios X através dos tecidos (penetração). Isto é influenciado pela qualidade do feixe (a energia e o número de fótons), que é uma função do anodo/material-alvo, da quilovoltagem do feixe e do material usado para filtrar o feixe de raios X. O contraste final também é influenciado pela quantidade de difusão que atinge o filme, que é influenciada pela colimação do feixe, pelo adelgaçamento da mama por compressão, por qualquer lacuna de ar entre a mama e o detector e por grades redutoras de difusão ou colimação em fenda. O contraste tecidual inerente é amplificado pelo contraste gerado no filme ou no sistema detector digital. A imagem no filme é influenciada pelo tipo de filme utilizado, pelo seu processamento (isto é, produtos químicos, temperatura, tempo e agitações) e por fatores que comprometem a imagem fotográfica, incluindo véu por armazenamento impróprio, luzes de segurança excessivas e vazamentos de luz.

 

Borramento

Haus divide borramento em diversos componentes, começando pelo borramento direto devido a movimentos da mama durante a exposição. O borramento provocado por movimentos pode ser reduzido por compressão para imobilizar a mama e também por encurtamento do tempo de exposição. Borramento geométrico (formalmente denominado baixa nitidez geométrica) é a perda de detalhes decorrente de vários componentes da cadeia de obtenção da imagem, muitos dos quais interagem entre si. A alteração de um componente pode influenciar negativamente outros. Uma fonte de borramento está relacionada com o tamanho do ponto focal (focal spot). Pode-se neutralizar o borramento devido a um ponto focal grande por meio de maior distância do tubo à mama e ao de-tector (distância foco-imagem). O grau de borramento também está relacionado com a distância do objeto ao detector. Também há borramento relacionado com a espessura do fósforo do écran que converte os fótons de raios X em luz. O borramento também é influenciado pelo tamanho das partículas do fósforo e pelo contato entre o filme e o écran. O grau de borramento interfere na capacidade de detectar detalhes finos. Um dos objetivos para melhorar as imagens radiográficas da mama é diminuir o borramento.

 

Ruído

Ruído é outra fonte de degradação da imagem. Pode vir de várias fontes. É essencialmente um sinal aleatório que pode ocultar o sinal que fornece informações úteis. O ruído em uma imagem radiográfica começa com os próprios raios X. Não-uniformidade, ou mosqueamento, na imagem é uma função da qualidade do feixe de raios X (kVp e mA), que influencia a quantidade de fótons de raios X que atingem o detector (mosqueamento quântico). Pode-se conceber uma imagem radiográfica como se ela fosse pintada por uma série de pontos. Cada ponto é produzido por um fóton de raio X. Um número deficiente de fótons torna a imagem “ruidosa”, com heterogeneidades e menor definição das estruturas (Fig. 8.3). Quanto maior o número de fótons que constituem a figura e quanto mais próximos estiverem, mais nítida será a figura. Quando há mais fótons de raios X atingindo o detector, a imagem é bem mais clara do que quando menos fótons o atingem. A granularidade do filme é outra fonte de ruído. Tem tamanho finito, e, se a imagem do filme for ampliada, a heterogeneidade da granularidade do filme é evidenciada. Por exemplo, quando o tamanho das calcificações é muito pequeno, a área localizada do filme causada pela calcificação não é distinguível da granularidade na emulsão do filme.

O mosqueamento também é influenciado pela velocidade e pelo contraste do filme, pelas características de absorção do écran e por sua eficiência na conversão dos fótons de raios X em fótons luminosos. Embora o filme responda aos raios X diretamente, essa resposta é muito ineficiente, e a imagem é produzida pela conversão dos raios X em luz visível, que é bem mais eficiente na exposição do filme. A conversão de raios X em fótons luminosos por um écran fluorescente acrescenta ruído e borramento à imagem porque a luz é difundida pelo écran, reduzindo a nitidez da imagem resultante. Por fim, as estruturas normais do tecido mamário que se superpõem e podem ocultar cânceres produzem o que se chama ruído “da estrutura”. Todos esses fatores conspiram para reduzir a nitidez e o contraste e dificultam a interpretação de mamografias.

 

Fig. 8.3 Mosqueamento quântico é uma função do número de fótons que atingem o detector. Se poucos fótons atingirem o detector, a sombra do objeto será indistinta (A). O aumento do número de fótons melhora a clareza do objeto a ser visualizado (B). Quanto maior a concentração de fótons, mais clara é a imagem (C).

 

Artefatos

Existem numerosas fontes de artefatos que também comprometem a imagem. Podem provir da paciente, como desodorantes, pomadas e pós. O filme pode ser frisado ou arranhado durante sua manipulação. Impressões digitais podem causar artefatos negativos e positivos. Eletricidade estática também gera artefatos. O processador do filme pode produzir raias, pontos e arranhões, entre outros artefatos.

 

DETECTORES DE FILME/ÉCRAN

O principal problema no uso do filme como detector e meio de apresentação é que praticamente todos os parâmetros da imagem estão inter-relacionados, e a modificação de qualquer componente pode influenciar sobremodo outros parâmetros que afetarão a imagem resultante. Cada melhora de um componente geralmente obriga a uma concessão em outro para compensar. Embora seja um avanço, até mesmo detectores digitais resultam em concessões.

A maioria dos sistemas mamográficos de filme/écran representa uma ponderação dos diversos elementos da seqüência de obtenção da imagem. Esse processo começa com o gerador, a geração de elétrons, a composição e a forma do ponto focal e o tipo de filtração do feixe. Juntos, tais elementos geram um espectro de raios X que deve ser otimizado de acordo com os tecidos examinados e as necessidades do sistema de registro. O gerador é um dos principais determinantes da velocidade em que a exposição pode ser realizada e da qualidade (energia) do feixe de raios X. O tipo de material escolhido para o ponto focal influencia o tamanho do ponto focal e o débito de raios X. Como o contraste inerente entre tecidos mamários e lesão na mama é razoavelmente baixo, envidaram-se esforços para tentar amplificar essas diferenças sutis de contraste. A qualidade do feixe determina as interações dos raios X e tecidos que produzem a separação do contraste. As diferenças teciduais são aumentadas por meio de raios X “mais brandos”. Isto é muito importante no diagnóstico por imagem com filme/écran. Graças à manipulação computadorizada, o diagnóstico por imagem digital não requer raios X brandos, pois o contraste pode ser recapturado por meio de processamento computadorizado.

A qualidade do feixe também influencia o grau de difusão degradante da imagem secundário às interações dos raios X ao nível atômico dos tecidos. Quando a direção de alguns fótons do feixe primário é alterada (difusão), o contraste se reduz. Isto resulta na necessidade de uma grade redutora da difusão ou um colimador em fenda, como o usado no sistema de mamografia digital de Fisher. À exceção do sistema de Fisher, que protege a mama de raios X primários não aproveitados, o acréscimo de uma grade redutora da difusão exige aumento da dose. A grade bloqueia os fótons dispersos mas também o feixe primário, e basicamente se deve realizar uma segunda exposição para visualizar a imagem embaixo da grade depois que ela é deslocada para outra posição (pressupondo-se que metade da imagem é coberta quando a grade está estacionária).

A exemplo de todos os sistemas radiográficos, à medida que o tamanho do ponto focal é reduzido, a resolução espacial em potencial aumenta. Contudo, a menos que o calor seja dissipado com maior eficiência, o débito de fótons deve diminuir à medida que o tamanho do ponto focal se reduz de modo que o calor gerado pela concentração do fluxo de elétrons sobre uma menor área do anodo não destrua o tubo. Como o fluxo de fótons cai em proporção ao quadrado da distância entre a fonte de raios X e o detector, um declínio no débito influencia a distância em que o ponto focal pode estar do objeto a ser examinado e do detector, o que afeta a nitidez, o borramento e a resolução espacial. O débito, baseado no gerador, no tubo de raios X e na distância do tubo, e a eficiência de detecção do sistema de registro influenciam o tempo necessário para obter uma exposição ideal. Exposições mais longas acarretam doses desproporcionalmente mais altas nos sistemas de filme/écran em decorrência de falha da lei de reciprocidade (ver Falha da Lei de Reciprocidade). As características de engenharia do sistema influenciam a distância objeto (estruturas e lesões mamárias)-detector, afetando a amplificação e a resolução espacial. A compleição corporal da paciente e sua interface com a máquina podem ser limitadas para acomodar exigências técnicas.

Por fim, a resolução é limitada pela capacidade do detector de registrar e apresentar os detalhes que os demais elementos do sistema lhe forneceram. A otimização dos componentes da cadeia de obtenção da imagem é limitada pela tecnologia disponível, e concessões muitas vezes são necessárias. Um sistema de mamografia ideal teria um ponto focal infinitamente pequeno capaz da produção instantânea de um número ilimitado de fótons de energia apropriadamente baixa, com um detector que tivesse faixa dinâmica ilimitada e fosse capaz de detectar cada fóton que atravessasse a mama diretamente. O sistema de mamografia ideal não existe.

 

PRODUÇÃO DE RAIOS X

 

Pico de Quilovolts

Os tubos de raios X são concebidos para receber energia elétrica na forma de elétrons que são extraídos de um filamento e acelerados em direção a um segmento de metal de modo que a colisão com o metal converta a energia dos elétrons em fótons de raios X. Praticamente todos os tubos de raios X utilizados no diagnóstico por imagem médico (exceto dispositivos experimentais) geram raios X mediante a passagem de uma corrente elétrica por um fio ou fita de metal (filamento catódico). Em virtude da resistência do filamento, parte da energia da corrente que percorre o filamento é convertida em calor. As altas temperaturas fazem com que elétrons “evaporem” do catodo metálico. Empregam-se forças elétricas a fim de acelerar esses elétrons para longe do catodo em direção ao anodo, que se compõe de um metal selecionado especificamente de acordo com os tipos de raios X gerados pelo impacto dos elétrons. Quando os elétrons atingem o anodo, parte de sua energia é convertida em fótons de raios X e parte em calor. Muitas das limitações dos tubos de raios X convencionais residem na geração de calor no filamento catódico e na capacidade do anodo de suportar o calor que é gerado pelo feixe de elétrons focado sobre ele.

O tipo e a energia dos fótons de raios X gerados são determinados pela energia dos elétrons e pela composição do anodo. Muitos fótons são criados por Bremsstrahlung, que em alemão significa “radiação de interrupção”. Quando elétrons penetram o anodo, aqueles que passam perto do núcleo dos átomos anódicos são alentecidos pela atração com o núcleo. Ao serem alentecidos, liberam quantidades variáveis de energia, que é convertida em fótons de raios X de energias correspondentemente variáveis.

As energias dos fótons da radiação de interrupção dependem da energia dos elétrons que os produzem e da proximidade dos elétrons com o núcleo à medida que eles atravessam o átomo. Tais fótons não podem ter energia mais alta que os elétrons responsáveis por sua geração, mas produzem um espectro de fótons raios X de baixa energia. A energia mais alta em um feixe de fótons é determinada pela energia transmitida aos elétrons quando eles são acelerados do catodo para atingir o anodo. Essa energia é descrita como pico de quilovolts (kVp); ela representa a energia máxima dos fótons que estão sendo gerados.

 

Espectros de Raios X

O espectro de energias incluídas no feixe completo é determinado por outros fatores, incluindo o kVp. A maioria das interações produz calor e nenhum raio X. A maioria dos fótons emitidos devido à Bremsstrahlung geralmente é gerada com energias que são bem inferiores ao kVp. Tais fótons são mais abundantes nas energias baixas, mas distribuem-se até o kVp.

 

Raios X Característicos

Alguns fótons de raios X são gerados com determinadas características de energia. Interações dos elétrons acelerados com os átomos no anodo produzem raios X “característicos”. Este termo é usado porque eles possuem energias que são próprias do material que os gerou. Para que raios X característicos sejam gerados, os elétrons acelerados devem ter energia suficiente para derrubar um elétron em uma das órbitas externas do átomo. A perda de um elétron produz uma situação instável. O elétron deslocado é rapidamente reposto por outro dos elétrons do átomo de nível energético mais alto. Ao cair de um nível de energia alta para uma posição inferior, os elétrons liberam energia na forma de fótons de raios X. Como esses fótons são gerados por elétrons que se deslocam entre níveis de energia distintos que são ditados pelo número atômico do átomo, suas energias são distintas e “características” do átomo que gerou os fótons. A geração desses fótons, com suas energias específicas, é uma das razões pelas quais a composição do anodo é tão importante.

A qualidade da radiação característica depende de quais órbitas de elétrons são envolvidas. Os anodos mais comuns utilizados na mamografia com filme/écran são molibdênio, ródio e tungstênio. Os fótons de raios X característicos emitidos por um alvo de molibdênio têm predominantemente 17,4 keV de energia, com uma menor contribuição de 19,7 keV. Aqueles produzidos por ródio têm predominantemente 20,2 keV, com pequena contribuição de 22,8 keV; o tungstênio tem uma emissão característica em 59 keV (além de outros picos de energia muito baixa). As radiações características de molibdênio e ródio são particularmente valiosas para a obtenção de imagens com filme/écran porque constituem uma fonte abundante de fótons de baixa energia que ajudam a aumentar o contraste inerentemente baixo entre tecido mamário e o câncer de mama. Detectores digitais provavelmente serão capazes de tirar vantagem de pontos focais mais tolerantes ao calor como o tungstênio porque o processamento computadorizado recupera boa parte do contraste que se perde pelo emprego de fótons de energia mais alta. Tubos mais tolerantes ao calor que produzem fótons mais energéticos (e penetrantes) permitirão exposições mais rápidas e melhora das imagens por meio de detectores digitais.

 

GERADORES DE RAIOS X

A fonte de energia elétrica do sistema mamográfico está entre os diversos fatores que determinam o débito de raios X e a qualidade do feixe. O gerador determina o kVp e o tempo implicados na produção de raios X. Geradores de potencial constante são capazes de uma produção essencialmente contínua em um único nível de voltagem. Os geradores menos eficientes eram monofásicos, em que o kVp era alcançado ao longo de um período de tempo. Geradores trifásicos foram um avanço, mas potencial constante é necessário para fornecer energias fotônicas mais uniformes. A energia fotônica uniforme é importante porque garante uma produção de raios X “mais puros”. O potencial constante praticamente elimina as flutuações (ondulações) na geração de raios X que eram inerentes aos equipamentos trifásicos bem como aos monofásicos antigos. Por meio da produção de voltagem e energia do feixe quase imediata e constante, os tempos de exposição são diminuídos e os perfis de energia do feixe são mais uniformes.

 

TAMANHO DO PONTO FOCAL E CONSIDERAÇÕES GEOMÉTRICAS

A mamografia radiográfica demanda alta resolução para visualizar as estruturas finas de massas e as características morfológicas de calcificações pequenas que muitas vezes indicam câncer de mama incipiente. Partículas tão pequenas quanto 150 mm podem ser visualizadas em condições ideais, e está-se perseguindo uma maior resolução. A visibilidade das lesões está relacionada não apenas com a resolução espacial do sistema de diagnóstico por imagem mas também com o contraste das lesões em comparação com o tecido circundante e a nitidez das estruturas detectadas (o oposto de borramento). A resolução é determinada pelo tamanho do ponto focal (focal spot), pela distância do ponto focal até a estrutura dentro da mama a ser visualizada, pela distância dessa estrutura até o detector e finalmente pela capacidade do detector de produzir a imagem e do display de apresentar a imagem.

O ponto focal é um componente-chave do sistema mamográfico. A configuração do ponto focal varia com o tubo de raios X. Utilizam-se diversos métodos de geração de raios X a partir do anodo, que resultam em pontos focais variáveis entre redondos, retangulares ou bipolares. O ponto focal é uma área do anodo atingida pelos elétrons, acelerados a partir do catodo. Além da geração de fótons de raios X, o impacto dos elétrons resulta na produção de calor. Se as energias e o tempo para gerar fótons não fossem limitados, o calor derreteria e destruiria o anodo. A capacidade do tubo de dissipar esse calor (capacidade térmica) determina as características da sua produção. O desenho dos pontos focais é um meio-termo entre a necessidade de ter o menor ponto focal possível, mas capazes de produzir grandes números de fótons durante curtos períodos de tempo, e a necessidade de evitar que o anodo derreta. Os desenhos dos tubos baseiam-se intensamente na geometria para lograr tal objetivo.

A fim de manter acúmulo de calor baixo, miliamperes (fótons) altos e tamanho do ponto focal pequeno, a área do anodo que constitui o ponto focal é na verdade maior que o ponto focal “aparente”. Ademais, nos tubos mais modernos, a área atingida pelos elétrons é constantemente modificada por rotação do anodo para reduzir acúmulo de calor. Os elétrons são focados sobre uma grande área que é inclinada em relação ao feixe incidente de elétrons e à mama (Fig. 8.4). Desse modo, a área sobre a qual o anodo gera fótons (e calor) é bem maior que o ponto focal aparente. Pode-se compreender esse conceito olhando-se da mama para cima em direção ao anodo. Dependendo de sua localização na mama, o ponto focal parecerá ser bem pequeno (próximo ao lado do mamilo) e parecerá aumentar à medida que a perspectiva se desloca em direção à parede torácica (Fig. 8.5). Isto significa que a nitidez da imagem varia em diferentes partes da mama em relação ao tamanho aparente do ponto focal, e a baixa nitidez geométrica ou borramento dependerá de qual parte da imagem está sendo considerada. Infelizmente, à medida que o ponto focal aparente diminui afastando-se da parede torácica, há também uma queda do fluxo de fótons devido ao efeito do ângulo (ver adiante).

Fig. 8.4 A superfície do anodo está angulada em relação ao feixe de elétrons gerados pelo catodo e para a mama. Esse recurso apresenta uma área maior da qual são gerados fótons (PFT), mas o ponto focal “projetado” (PFP) parece menor na mama, aumentando a resolução espacial.

 

Tamanho “Nominal” do Ponto Focal

A baixa nitidez geométrica seria eliminada se o ponto focal fosse infinitamente pequeno. Quanto mais próximo o ponto focal estiver do “foco” idealizado, melhor será a resolução espacial possível do sistema. Fabricantes têm a permissão de empregar tamanhos do ponto focal que podem, na verdade, ser bem maiores do que o tamanho “nominal” que eles informam. As dimensões do ponto focal podem ser 50% maiores que o tamanho “nominal” alegado. Por exemplo, um ponto focal nominal de 0,4 mm pode chegar a 0,6 mm. O tamanho real do ponto focal deve ser medido antes que um sistema seja aceito.

 

Efeito do Ângulo

A exemplo da maioria dos fatores implicados na mamografia, como um ponto focal pequeno é obtido mediante angulação do anodo, à medida que o tamanho do ponto focal aparente diminui, a produção do ponto focal também diminui em virtude do efeito do ângulo. Isto ocorre na parte do campo de raios X em que o ângulo ponto focal-detector é o mais obtuso. Como o ângulo dos raios X emergentes gerado nessa parte do ponto focal é muito íngreme, o ponto focal aparente nesse extremo é muito pequeno, mas infelizmente muitos dos fótons gerados nesse extremo são reabsorvidos pelo próprio anodo. Isto significa que os raios X produzidos, vistos na mama, são diminuídos. Os tubos são orientados de modo que esse efeito recaia sobre a parte anterior mais delgada da mama, onde menor fluxo é tolerável.

 

Fig. 8.5 Os tubos de mamografia são orientados por angulação do anodo ou do tubo de modo que a menor projeção do ponto focal seja no lado do mamilo; ela se torna progressivamente maior em direção à parede torácica. Este esquema demonstra como o ponto focal “aparente” se torna progressivamente menor à medida que se afasta da parede torácica. Como o efeito do ângulo começa a limitar o fluxo de fótons à medida que o ponto focal projetado diminui, a orientação do ponto focal é ajustada para a parte anterior mais fina da mama, que recebe exposição adequada com o fluxo reduzido. O lado da parede torácica mais espesso da mama recebe a maior parte do débito.

 

Borramento Devido a Baixa Nitidez Geométrica

Uma forma importante de borramento da imagem advém de baixa nitidez geométrica. Embora se aproximem de um foco idealizado, até mesmo os menores pontos focais produzem borramento geométrico se estiverem próximo demais da estrutura a ser visibilizada, a estrutura for pequena demais para ser visibilizada ou a estrutura estiver longe demais do detector. Conforme mencionado, o borramento da baixa nitidez geométrica resulta do fato de que os raios X emanam de todo o ponto focal. Se, por exemplo, o ponto focal for retangular, os raios X são gerados tanto dos dois extremos quanto do meio. As sombras projetadas dos raios X gerados dos extremos do ponto focal são um pouco diferentes uma da outra, e sua superposição inexata (além das sombras dos raios X gerados no meio) borra a imagem. Isto produz uma sombra principal (a umbra) das estruturas mamárias que é circundada por uma sombra secundária menos nítida (a penumbra) (Fig. 8.6). A penumbra borra os detalhes. Como o nome indica, baixa nitidez geométrica é a perda de nitidez devida à geometria do sistema no que diz respeito ao tamanho do ponto focal, ao objeto cuja sombra está sendo projetada e à distância do objeto ao detector (Fig. 8.7). Se o objeto estiver em contato direto com o detector, não haveria borramento secundário à geometria; a sombra da imagem seria bem precisa. Se o objeto estiver a alguma distância do filme, suas margens serão borradas em relação à distância que estiver do detector, ao tamanho do ponto focal que a está gerando, aos raios X e à distância do ponto focal até o objeto que está sendo visualizado e até o detector. Isso ocorre porque o ponto focal, embora muito pequeno, tem um tamanho finito, e os raios X provêm de toda a sua superfície seguindo caminhos divergentes. O borramento secundário a baixa nitidez geométrica é reduzido por meio de um equipamento que seja dedicado à mamografia e utilize o menor ponto focal possível.

 

Fig. 8.6 Como o ponto focal tem um tamanho finito e os raios X provêm dos dois extremos e do meio, uma sombra secundária (penumbra) é produzida (A) e pode superpor-se e borrar a sombra primária. Este efeito pode ser reduzido aproximando-se o objeto (estruturas mamárias) do detector, o que reduz o tamanho da penumbra e aumenta a nitidez da sombra (B).

Fig. 8.7 Como o ponto focal tem dimensão (não é infinitamente pequeno), fótons provêm dos dois extremos e do meio. Isto faz com que o objeto projete sombras primária (umbra) e secundária (penumbra) (A). A capacidade de resolver objetos e distingui-los separadamente, como essas duas estruturas redondas (B), está relacionada com muitos fatores. A resolução espacial de um sistema pode ser reduzida, causando baixa nitidez geométrica (borramento). Se as sombras (primária e secundária) não se superpuserem, os dois objetos serão vistos separados. O borramento aumenta quando as sombras secundárias de duas estruturas adjacentes são aumentadas a ponto de se superpor. Isto reduz a probabilidade de que o observador seja capaz de dizer que as estruturas são de fato separadas e ocorre quando os objetos são afastados do detector (C), o ponto focal é aumentado (D) ou o ponto focal é aproximado dos objetos (E).

 

Borramento devido a baixa nitidez geométrica é facilmente compreendido através da comparação de uma mamografia com a projeção da sombra de sua mão sobre uma parede branca com o auxílio de uma luz forte. Quanto menos focada for a fonte luminosa (comparável a um ponto focal grande), quanto mais próximo do objeto estiver a fonte luminosa ou quanto mais longe da parede branca estiver o objeto, mais borrada será a sombra da sua mão. Esse fenômeno é fácil de demonstrar com o auxílio de um projetor de slides. Se um objeto for colocado entre a luz e a tela, sua sombra torna-se cada vez mais bem definida à medida que ele se aproxima da tela. À medida que o objeto é afastado da tela, suas margens tornam-se borradas. De modo semelhante, quanto menor for a fonte de luz ou quanto mais longe esta estiver do objeto e da tela, mais nítida será a sombra do objeto.

Para reduzir a baixa nitidez geométrica associada aos raios X, o ponto focal deve ser afastado do objeto e do detector o máximo possível, o ponto focal deve ser o menor possível e o objeto a ser visualizado deve ser mantido o mais perto possível do detector. A última exigência é a razão pela qual a mama deve ser comprimida fisicamente contra a superfície do detector.

Haus et al. (5) calcularam que um ponto focal de 1 mm a 28 cm de uma estrutura é capaz de resolver 6 pares de linhas (pl)/mm para estruturas situadas 5 cm acima da superfície de registro. Como o tamanho da penumbra em relação à sombra principal projetada no filme é reduzido à medida que o ponto focal se afasta, esse mesmo ponto focal pode resolver 15 pl/mm se estiver situado a 75 cm do objeto a ser visualizado. Isto poderia ser desejável, mas, como o fluxo de fótons diminui com o quadrado da distância (razão inversa dos quadrados) até o ponto focal, as demandas sobre o tubo de raios X aumentam rapidamente.

A resolução de um sistema é governada pela interação de seus componentes, mas, mantendo-os constantes, Haus et al. utilizaram sistemas mamográficos para determinar as alterações na resolução que decorrem de variações no tamanho do ponto focal, na distância ponto focal-objeto e na distância do objeto ao detector. Os achados experimentais correlacionaram-se bem com a predição teórica de que a resolução de um sistema é inversamente relacionada com o tamanho do ponto focal e a distância da estrutura até o detector e diretamente relacionada com a distância do ponto focal à lesão. Essa relação é resumida na equação derivada empiricamente: PLA/mm 5 1,1 3 [DFO/(PF 3 DOD)], onde PLA/mm é a resolução aproximada em pl/mm, 1,1 é uma constante, DFO é a distância (em cm) do ponto focal ao objeto a ser resolvido, PF é o tamanho do ponto focal (em mm) e DOD, a distância (em cm) do objeto ao detector.

Assim, para um dado tamanho do ponto focal e uma lesão a determinada distância do detector, a resolução aumenta diretamente com a distância entre o ponto focal e o objeto a ser resolvido. Uma distância duas vezes maior duplica a resolução. De modo semelhante, a diminuição do ponto focal pela metade também duplica a resolução, desde que as demais variáveis permaneçam inalteradas.

Também se pode aumentar a resolução tirando-se vantagem da divergência do feixe de raios X e deslocando o ponto focal para mais perto do objeto a ser visualizado e afastando o objeto do detector. Em virtude da divergência do feixe, as sombras aumentam e ocorre amplificação (ver Mamografia de Magnificação). Este recurso será útil apenas se a nitidez for preservada, o que exige que o tamanho do ponto focal seja reduzido para evitar o aumento da baixa nitidez geométrica associado à alteração das distâncias. Embora a maior visibilidade das estruturas com magnificação

radiográfica advenha principalmente de redução do ruído (6), se o ponto focal for pequeno o bastante, a magnificação resultará em aumento absoluto da resolução espacial (ver adiante).

 

Variação na Resolução Espacial Efetiva

As relações discutidas anteriormente pressupõem que o detector pode preservar a resolução alcançada pelo sistema, o que pode não ser o caso. As combinações filme/écran mamográficas modernas possuem uma capacidade de resolução inerente de 15 a 20 pl/mm. No entanto, em virtude de outros fatores que reduzem a nitidez, a potência de resolução efetiva dos sistemas mamográficos com filme/écran, atuando como instrumentos clínicos, é consideravelmente menor. Os sistemas devem ser capazes de resolver aproximadamente 13 pl/mm com o padrão da barra de pares de linhas situado a 1 a 2 cm da parede torácica no lado do detector e 4,5 cm acima do plano do filme com as linhas do modelo (phantom) orientadas paralelamente ao eixo do anodo-catodo. Quando o padrão é girado de modo que as linhas sejam perpendiculares a esse eixo, a resolução pode ser ainda menor, porque a maioria dos pontos focais geralmente é mais estreita do que alta.