27. Mamografia Digital

Mamografia Digital 27

 

Mamografia de alta resolução continua a ser a única técnica de imagem com capacidade comprovada de detectar um câncer de mama clinicamente oculto e reduzir o número de mortes por câncer de mama. A principal razão para examinar a mama por meio de raios X é a detecção de cânceres de mama em menor tamanho e em estágio mais incipiente na tentativa de interromper o crescimento desses tumores antes de ocorrer disseminação metastática. Mamografia de alta resolução é a única técnica de imagem que se mostrou capaz de reduzir a mortalidade em estudos controlados randomizados sobre triagem de mulheres assintomáticas (1−3) e, quando introduzida na população geral, logrou redução acentuada da taxa de mortalidade por cânceres de mama (4−6). Pela primeira vez desde 1940, a taxa de mortalidade do câncer de mama começou a diminuir em 1990, e isto está diretamente ligado ao início de triagem mamográfica difusa nos

Estados Unidos (7). Embora a tecnologia com filme/écran tenha evoluído até o ponto em que provavelmente haverá apenas avanços modestos adicionais, os esforços para aumentar a detecção do câncer de mama através de exames radiográficos continuam. O desenvolvimento da mamografia digital abriu novas oportunidades para investigação que prometem aumentar a detecção de câncer com redução da taxa de resultados falso-positivos.

 

O QUE É UMA IMAGEM DIGITAL?

Em termos simples, uma imagem digital é aquela que pode ser representada por uma série de dígitos (números). As primeiras mamografias digitais na verdade eram mamografias digitalizadas. A imagem de filme/écran convencional era convertida em imagem digital. A mamografia de filme/ écran é um exemplo de sistema de detecção analógico. Os fótons de raios X que atravessam a mama são convertidos em luz por um écran fluorescente. Essa luz desencadeia uma reação na emulsão do filme que é revelada por processo químico, produzindo uma imagem em escala de cinzas da distribuição de fótons. Embora limitados pelo tamanho dos grãos da emulsão do filme, os componentes da imagem de um filme são razoavelmente contínuos. Se um sensitômetro for deslocado ao longo de uma linha através da imagem de um filme, a quantidade de luz que provém da imagem é registrada como uma linha contínua que se intensifica quando mais luz é transmitida e enfraquece nos pontos em que menos luz é transmitida. A transição de branco para cinza para negro parece ser relativamente ininterrupta (Fig. 27.1A−C). A linha analógica é contínua e sobe e desce em um movimento relativamente suave. Em vez de registrar esse sinal como uma linha contínua, ele poderia ser medido a intervalos específicos ao longo do seu percurso. Em cada intervalo, a altura da linha poderia ser registrada como números. Como agora a linha está sendo representada por uma série de números, a representação é digital. A conversão do sinal analógico em números denomina-se conversão analógica-para-digital. Se os pontos que são medidos durante a conversão estiverem distantes, os números que são registrados representam de maneira apenas grosseira a linha contínua real. Algumas subidas e descidas podem perder-se, bem como as nuances sutis contidas na linha contínua (Fig. 27.2). A fim de obter uma melhor representação da linha contínua, as medições poderiam ser realizadas mais próximas umas das outras, e os números registrados gerariam uma reprodução melhor. Obviamente, a única forma de obter cópia perfeita do sinal analógico contínuo seria uma disposição dos pontos medidos infinitamente próximos. Em conseqüência, a digitalização de um sinal analógico sempre é menos contínua (homogênea) que o sinal original. A digitalização do filme (conversão do sinal analógico em sinal digital) foi a primeira forma de exames de imagem digitais. Atualmente, realiza-se a coleta de informações diretamente em forma digital para obter exames de imagem digitais. Quanto mais estreita for a coleta de dados, mais fina será a representação da linha (e a imagem total). Quanto mais descontínua for a coleta, pior a qualidade da imagem. Boa parte dos exames de imagem radiográficos tornaram-se digitais. Em virtude da necessidade de alta resolução espacial do detector de imagens mamárias e do custo de fabricação de tais detectores, bem como da política que envolve a triagem mamográfica, o desenvolvimento de detectores digitais para mamografia prosseguiu mais lentamente que os de outras partes do corpo. Opositores da triagem mamográfica criaram o fantasma de um complexo médico-industrial suspeito de arrecadar bilhões de dólares com triagem mamográfica, quando a realidade é que a maioria das companhias não obtém lucros significativos na venda de mamógrafos. Equipamentos de tomografia computadorizada

Fig. 27.1 A digitalização converte um sinal analógico em sinal digital. Se a densidade do filme (suponha que o preto puro é zero e o branco puro é o sinal mais alto) for medida ao longo de uma linha da imagem (A), ela aparece como uma linha contínua (B), de acordo com a brancura ou negrura da imagem em cada ponto ao longo da linha. A altura da linha pode ser representada por números em quaisquer pontos especificados (C) (conversão digital), e isto produz uma medida digital. Cada ponto na imagem pode ser convertido em um número. O tamanho do ponto determina a precisão ou imprecisão da representação digital.

Fig. 27.2 Cada pixel em uma imagem digital representa a quantidade (número) de radiação que atingiu a imagem. Imagens digitais são assim chamadas porque os pixels podem ser identificados pelo seu número da linha, número da coluna e um número que representa a energia de raios X que se depositou em cada pixel. Isto pode ser visto por ampliação progressiva desta imagem de tomossíntese digital (A). À medida que a imagem é ampliada, os pixels tornam-se visíveis e então vê-se cada pixel claramente, e pode-se identificar o número correspondente à escala de cinzas, que representa a energia de raios X depositada naquele pixel do detector.

 

(TC) e ressonância magnética (RM) são muito mais lucrativos. Assim, o desenvolvimento da mamografia digital tem sido lento.

 

DESVANTAGENS DO FILME

Existem várias desvantagens importantes das combinações filme/écran. Em conseqüência do fato de que o filme é tanto o detector quanto o meio de apresentação, os requisitos de exposição são ditados pela necessidade de produzir uma imagem no filme que seja visualizável. O filme não responde linearmente a fótons incidentes. Não é muito sensível aos fótons iniciais que o atingem, e portanto áreas de alta absorção de raios X na mama (baixa transmissão de fótons para o filme) aparecem igualmente brancas na imagem (o pé da curva de Hunter e Driffield) (Fig. 27.3), e é apenas em uma faixa de exposição relativamente estreita que pequenas alterações na atenuação dos fótons resultam em diferenças no escurecimento do filme (contraste). Como as estruturas normais da mama e os cânceres de mama têm atenuação dos raios X semelhante, essa limitação pode dificultar visualização e separação entre estruturas normais e anormais. O contraste é importantíssimo. Embora o filme tenha alta resolução espacial, se houver contraste insuficiente entre duas estruturas pequenas, elas não serão visíveis como estruturas separadas (resolução de contraste). Outra limitação do filme é que, uma vez revelada, a imagem é imutável. As informações são exibidas em apenas uma apresentação, e, se a exposição não tiver sido satisfatória, a imagem não terá qualidade ideal. O filme é o único registro da imagem, e, se for perdido ou danificado, a perda é irrecuperável. O armazenamento de filmes de raios X requer grandes áreas de espaço, e exames são perdidos com freqüência. Se o parecer de outro médico ou especialista for solicitado, as imagens devem ser deslocadas fisicamente até o consultor.

Fig. 27.3 Se não houver contraste entre duas estruturas, elas são indistinguíveis. Nos dois extremos da curva de Hunter e Driffield, onde ela se aplana (as áreas muito brancas do filme e as áreas muito escuras), não há contraste entre estruturas de atenuação alta e baixa.

 

Fig. 27.4 O mamógrafo digital de escaneamento de linhas da American Science and Engineering usava fendas pré- e pós-mamárias para praticamente eliminar difusão. Os raios X entravam no cintilador ao longo de sua borda, e a luz emitida era convertida em eletricidade pelo conjunto de fotodiodos alinhados ao longo do cintilador. Isto garantia alta eficiência na detecção dos fótons de raios X com um trajeto curto da luz para reduzir difusão no cintilador.

 

HISTÓRIA DO DESENVOLVIMENTO DA MAMOGRAFIA DIGITAL

Os esforços para desenvolver detectores digitais para mamografia começaram na década de 1980. Alguns exploraram o uso de dispositivos de

fósforo para armazenamento (8). A empresa American Science and Engineering construiu o primeiro sistema de alta resolução (9 pares de linhas por milímetro [plpm]) que usava uma técnica de escaneamento em fendas (Fig. 27.4). Infelizmente, os equipamentos de computação eram excessivamente dispendiosos na época, e a empresa não conseguiu comercializar o dispositivo.

Detectores digitais com campo de visão pequeno surgiram no início da década de 1990. A maioria deles baseava-se em dispositivos de acoplamento de carga (CCD) e foi incorporada aos equipamentos de biopsia estereotáxica. No início para meados da década de 1990, a General Electric (GE) desenvolveu um sistema de iodeto de césio/silício amorfo que possuía resolução suficiente e podia ser construído em formato grande o bastante para registrar a imagem de toda uma mama de tamanho pequeno a médio. Ao mesmo tempo, a empresa LORAD começou a fabricar um sistema de campo total reunindo múltiplas câmeras CCD de campo pequeno para gerar um sistema capaz de produzir imagens de toda a mama. Baseada em tecnologia desenvolvida por Martin Yaffe, Ph.D., de Toronto, a Fisher Company começou a fabricar um sistema de escaneamento em fendas, e a Fuji tentou adaptar sua tecnologia de armazenamento em fósforo para diagnóstico por imagem da mama.

Acredito que o desenvolvimento dessas tecnologias foi prejudicado por uma decisão infeliz do Food and Drug Administration (FDA). Um gestor de saúde que atuara no National Cancer Institute começou a trabalhar no FDA. Grande adversário de triagem para mulheres de 40 a 49 anos de idade, ele convenceu a direção do FDA que a mamografia digital era tão revolucionária que radiologistas começariam a ver coisas que jamais haviam visto e, como conseqüência, o número de biopsias desnecessárias aumentaria. Ignorando os argumentos de especialistas em diagnóstico por imagem da mama, que salientaram que detectores digitais significavam pequenas diferenças sobre um sistema com filme/écran (que exigiram aprovação do FDA apenas pelo processo 510k), o FDA decidiu classificar a mamografia digital dentro do processo de aprovação pré-comercialização (PMA). Esse processo é muito mais oneroso e dispendioso para uma companhia e geralmente é reservado para dispositivos médicos completamente novos, enquanto o processo 510k requer apenas que os fabricantes demonstrem que seu sistema é “substancialmente equivalente” a outro dispositivo que já esteja aprovado pelo FDA. Mamografia digital foi a única técnica radiológica de conversão de exame com filme/écran para exame digital de uma região corporal que foi obrigada a seguir o processo PMA de aprovação. Simples comparações de imagens foram suficientes para aprovar radiografias de tórax digitais no diagnóstico por imagem do tórax sob o processo 510k, e o mesmo valeu para exames de imagem ósseos e abdominais. Embora o FDA esteja tentando aperfeiçoar o processo PMA, quando um dispositivo é aprovado sob esse processo, toda modificação do sistema requer nova submissão e extensa revisão. Isto criou um grande obstáculo ao desenvolvimento de mamógrafos digitais. O processo de aprovação inicial de mamografia digital foi ainda complicado por uma exigência que foi imposta pelo FDA. Como são esperados apenas 2 a 4 cânceres em cada 1.000 mulheres examinadas em um estudo de triagem, o FDA reconheceu que não poderia exigir uma comparação direta de mamografias digitais com exames de filme/écran em um programa de triagem e assim permitiu que os fabricantes realizassem estudos que envolviam o “enriquecimento” de um grupo de mamografias de triagem com imagens de mamas com cânceres. Se a área embaixo da curva de características operatórias do receptor (COR) para análise da série de imagens digitais estivesse dentro de uma faixa aceitável da COR para filme/ écran, o FDA concederia aprovação provisória do dispositivo. Contudo, o FDA pretendia inicialmente exigir que as companhias realizassem estudos pós-aprovação demonstrando que, em um contexto de triagem, imagens digitais eram equivalentes a imagens em filme/écran. Os fabricantes ficaram estarrecidos, pois esses estudos muito amplos custariam milhões de dólares. Uma das companhias foi ao Congresso e argumentou que não seria possível custear tais estudos pós-aprovação, e, em conseqüência, o Congresso empenhou US$26 milhões para ressarcir os estudos pós-aprovação. Quando eu e outros depusemos perante um painel do FDA criado para determinar se o PMA GE (o primeiro a ser aprovado) deveria ser concedido, convencemos o painel não apenas de que os dados apoiavam a aprovação como também que as companhias não deveriam realizar um estudo de triagem pós-aprovação. Com base em nosso depoimento, o painel convenceu então o FDA a aprovar o dispositivo da GE, e o FDA abandonou a exigência de estudos de triagem pós-aprovação. Contudo, os milhões de dólares já haviam sido alocados pelo Congresso para custear um estudo que deixou de ser exigido pelo FDA. Em vez de usar a verba para um estudo mais importante, como a avaliação de ultra-som ou RM na triagem, como eu sugeri, a sanção do Congresso estabelecia que o dinheiro seria usado para avaliar mamografia digital. Em conseqüência, o grupo Imaging Network do American College of Radiology (ACR) entrou em campo e concebeu o estudo Digital Mammographic Imaging Screening Trial (DMIST) para aplicar o dinheiro no estudo que não mais era exigido pelo FDA. O DMIST (ver adiante) avaliou 49.528 mulheres que aceitaram submeter-se a mamografias digital e de filme/écran, e os radiologistas interpretaram os exames de maneira cega e poderiam recomendar avaliação adicional com base em um dos exames. A inclusão de uma coorte tão grande de mulheres conferiu ao estudo alta potência estatística, de modo que pequenas diferenças entre a mamografia de filme/écran e a digital seriam detectáveis. Infelizmente, houve problemas com o estudo DMIST. Pacientes que foram examinadas no Massachusetts General Hospital (MGH) e recrutadas para o estudo DMIST tiveram suas imagens revistas em uma estação de trabalho com monitor deficiente. Como o FDA aprovou o sistema Selenia da LORAD sob o processo PMA, radiologistas do MGH foram obrigados a rever as imagens digitais utilizando o algoritmo de apresentação que fora aprovado pelo FDA. Embora a companhia LORAD não tenha revelado seu algoritmo patenteado, as imagens eram apresentadas com altíssimo contraste e também parecia haver alguma acentuação das bordas. Isto tem o efeito de fazer com que cada cruzamento de um ligamento de Cooper pareça ser uma possível lesão espiculada, e o resultado foi uma taxa de reconvocação bem mais alta para os exames digitais do que para os exames com filme/écran. Apenas 14 cânceres foram diagnosticados entre as 1.357 mulheres recrutadas pelo MGH para o estudo DMIST, de modo que não é possível realizar análise estatística acerca da detecção de câncer. Porém encontramos quatro cânceres nas imagens digitais e nas imagens de filme/écran. O exame digital detectou um câncer que não foi visto no filme/écran e o exame com filme/écran detectou um câncer que passou despercebido na imagem digital. Sete cânceres foram detectados no exame de triagem 1 ano depois (o DMIST os classificou como falso-negativos, a despeito do fato de terem sido detectados por triagem), e o 14o câncer foi detectado por RM. Não observamos diferença nas taxas de detecção de câncer entre mamografia digital e exame com filme/écran, e esta tem sido nossa opinião em geral. A maioria dos especialistas em diagnóstico por imagem da mama percebeu que os sistemas com detectores digitais eram comparáveis aos exames de filme/écran tão logo puderam rever as imagens. Dado que a física dos sistemas era bem conhecida e que as imagens poderiam ser ajustadas até se tornar idênticas a um exame de filme/écran (Fig. 27.5), era evidente que os detectores poderiam substituir a tecnologia de filme/écran convencional, além de oferecer todas as vantagens de se ter uma imagem computadorizada. Gradualmente, os fabricantes satisfizeram as exigências do processo PMA. Eles obtiveram aprovação de seus sistemas pelo FDA, e mamógrafos digitais foram comercializados.

 

Fig. 27.5 Pode-se fazer com que mamografias digitais se pareçam exatamente como mamografias de filme/écran. É possível fazer com que a massa espiculada nesta mamografia de filme/écran (A) exiba aspecto idêntico na mamografia digital obtida no mesmo dia (B).

 

Mamografias Digitais São Comparáveis a Mamografias de Filme/ Écran

Embora existam claros benefícios logísticos proporcionados pela mamografia digital (armazenamento etc.), a esperança de que a mamografia digital seria melhor para detectar câncer do que a mamografia de filme/ écran convencional não se concretizou. Não obstante, estudos mostraram que a mamografia digital e a mamografia de filme/écran decerto são

comparáveis. Lewin et al. (9,10) realizaram uma comparação cega entre o sistema GE e o exame de filme/écran convencional e concluíram que os dois métodos eram essencialmente equivalentes. Eles examinaram 6.736 mulheres, repetindo a mamografia de filme/écran convencional em duas incidências e a mamografia digital. Juntos, os dois exames resultaram em avaliação adicional de 1.467 pacientes e em 181 biopsias que diagnosticaram 42 cânceres. Dos 42 cânceres, 9 foram detectados apenas nas mamografias digitais, enquanto 15 o foram apenas nos exames de filme/ écran. Os 18 restantes foram encontrados pelos dois exames. A diferença na detecção de cânceres não foi estatisticamente significativa. Nesse estudo, houve menos reconvocações baseadas na mamografia digital do que na mamografia de filme/écran (799 versus 1.007, p < 0,001). Não houve diferença significativa na área da curva COR para imagens digitais versus filme/écran. As diferenças na taxa de detecção entre as duas técnicas de imagem poderiam ser atribuídas a variabilidade entre radiologistas, bem como ao fato de que as pacientes eram reposicionadas entre os dois exames. Lewin et al. concluíram que a mamografia digital era comparável à mamografia de filme/écran.

Os resultados de Lewin et al. foram ratificados em um estudo de Skaane et

al. (11) baseado em protocolo semelhante. Eles examinaram 3.683 mulheres com as técnicas de filme/écran e digital e, em seguida, realizaram interpretação cega das duas técnicas. Eles detectaram 31 cânceres. A mamografia de filme/écran detectou 28 (0,76%) cânceres, enquanto a mamografia digital de campo total encontrou 23 (0,62%). A diferença entre taxas de detecção de câncer não foi significativa (p 5 0,23). Ao contrário de Lewin et al., a taxa de reconvocação de mamografia digital (168/3.683 5 4,6%) foi mais alta que a da mamografia de filme/écran (128/3.683 5 3,5%). O valor preditivo positivo baseado em biopsia com agulha foi de 46% para filme/écran e 39% para mamografia digital. Eles realizaram uma comparação das imagens lado-a-lado para avaliar a visibilidade dos cânceres. Concluíram que 19 cânceres eram vistos igualmente bem nas duas técnicas, enquanto 6 cânceres eram um pouco mais bem demonstrados nas imagens de filme/écran e 6 cânceres eram mais visíveis nas imagens digitais. Eles concluíram que não havia diferença estatisticamente significativa em taxas de detecção de câncer entre a mamografia de filme/ écran e a digital e que a mamografia digital com leitura das imagens no monitor era comparável à mamografia de filme/écran na triagem populacional.

Em um estudo maior, pesquisadores noruegueses mostraram uma taxa de detecção mais alta (não significativa) para mamografia digital usando um

desenho de estudo diferente (12). No estudo de triagem Oslo II, 43.429 mulheres de 45 a 69 anos de idade foram convidadas a inscrever-se no programa de triagem. Quase 63% (25.263) das mulheres convidadas participaram e foram aleatoriamente alocadas para realizar triagem com mamografia de filme/écran ou mamografia digital. Imagens padrões foram obtidas, e cada exame sofreu leitura dupla. Detectaram-se 73 cânceres entre as 17.911 mulheres submetidas a mamografia de filme/écran (taxa de detecção, 0,41%) e 41 cânceres entre as 6.997 mulheres submetidas a mamografia digital (taxa de detecção, 0,59%). As taxas de detecção não foram estatisticamente diferentes (p = 0,06). Os pesquisadores do estudo Oslo II compararam as taxas de detecção de mulheres de 45 a 49 anos com as daquelas de 50 a 69 anos. Dentre as últimas, 56 cânceres foram detectados em 10.304 mulheres pelo exame com filme/écran (taxa de detecção, 0,54%), enquanto 33 cânceres foram detectados entre 3.985 mulheres pela mamografia digital (taxa de detecção, 0,83%). Essa diferença na taxa de detecção de câncer aproximou-se da significância (p = 0,053). No grupo de mulheres de 45 a 49 anos, 17 cânceres foram detectados em 7.607 mulheres por mamografia de filme/ écran (taxa de detecção, 0,22%), enquanto 8 cânceres foram encontrados em 3.012 mulheres por mamografia digital (taxa de detecção, 0,27%). Ao contrário dos resultados de Lewin et al., as taxas de reconvocação foram significativamente mais altas entre as mulheres submetidas a triagem com mamografia digital (p < 0,05).

 

O ESTUDO DMIST SOBRE MAMOGRAFIA DIGITAL

Em setembro de 2005, os resultados do estudo DMIST foram publicados na

revista New England Journal of Medicine (13). Para surpresa de todos, embora a mamografia digital e a mamografia de filme/écran fossem consideradas equivalentes em toda a população estudada, a primeira pareceu ser significativamente melhor para detecção de câncer de mama em mulheres “abaixo de 50 anos”, em mulheres com “mamas radiograficamente densas” e em “mulheres pré- e perimenopausa”. Para aqueles que passaram a realizar mamografia digital exclusivamente, como nós, a novidade era bem-vinda, e os fabricantes de mamógrafos digitais se entusiasmaram. Contudo, há uma série de problemas na análise que precisam ser esclarecidos.

Os autores cometeram o equívoco habitual de decompor os dados em categorias artificiais. Não existem dados para fundamentar uma revisão dicotômica baseada na idade de 50 anos. É provável que, assim como todos os outros parâmetros de triagem, os fatos em torno dos exames de imagem digitais, se realmente variarem, devem variar constantemente com o aumento da idade, e não abruptamente aos 50 anos ou em qualquer outra idade. É lamentável que os autores tenham, mais uma vez, reforçado a falsa sugestão de que a idade de 50 anos tenha alguma conseqüência biológica,

quando na verdade os dados não apóiam esse conceito (14). O estudo DMIST incluiu 49.528 mulheres. Em virtude da deficiência de vários segmentos de informações, os resultados de 42.760 mulheres foram analisados. Quando todas as mulheres foram incluídas na análise, não houve diferença estatisticamente significativa nas taxas de detecção de câncer entre mamografia de filme/écran e digital. Os pesquisadores concluíram que a acurácia (sensibilidade e especificidade) da técnica digital foi superior à do filme/écran para mulheres abaixo de 50 anos (15% melhor; intervalo de confiança de 95%, 5–25%); mulheres com tecido mamário denso ou heterogeneamente denso (padrões 3 e 4 do ACR) (11% melhor; intervalo de confiança de 95%, 4–18%); e mulheres pré- ou perimenopausa (15% melhor; intervalo de confiança de 95%, 5–24%). No total, o estudo DMIST diagnosticou 335 cânceres. Desses, 254 (75,8%) foram encontrados no primeiro ano e 81 adicionais (24%) entre o 366o e 455o dias. Não está claro por que os autores estabeleceram um período de acompanhamento de 455 dias e consideraram todo câncer (detectado em mamografia de triagem subseqüente ou não) que não tivesse sido detectado na triagem-índice como falso-negativo. O leitor deve saber que isto torna a sensibilidade da mamografia baixíssima, quando na verdade é bem mais alta que o valor citado na seção principal do artigo. O estudo DMIST encontrou um total de 231 cânceres de mama invasivos. Dentre esses, 158 (69%) foram detectados na triagem DMIST e os demais 31% o foram após a primeira triagem. Quando os autores estratificaram (incorretamente) os dados de mulheres abaixo de 50 anos, eles observaram que 28% dos cânceres foram detectados pelas duas técnicas, enquanto 7% o foram apenas pela mamografia de filme/écran e 33% apenas pela técnica digital, e 33% foram considerados falso-negativos. Na análise das mulheres a partir de 50 anos de idade, as duas técnicas encontraram 39% dos cânceres invasivos, ao passo que a técnica com filme/écran detectou mais 17% e a técnica digital, 13%, e uma parcela de 31% foi denominada falso-negativa. Para mulheres com padrões teciduais densos (ACR 3 e 4), as duas técnicas detectaram 31% dos cânceres, mas a de filme/écran encontrou outros 10% e a técnica digital, outros 23%. Descreveu-se que as duas técnicas não detectaram 36% dos cânceres. Por fim, na análise das mulheres pré- e perimenopausa, 27% dos cânceres invasivos foram encontrados pelas duas técnicas, enquanto a mamografia de filme/écran detectou 11,7% adicionais e a digital, 31,7%, e as duas “deixaram de detectar” 30%. O leitor deve ter em mente que, na análise acima do DMIST, as mulheres são contadas mais de uma vez, porque muitas se enquadram nos três critérios. O leitor também é alertado de que a análise dos dados é realmente preliminar. Resta saber se os subgrupos analisados são legítimos ou artificiais. Com base na física, em comparações entre imagens e em estudos com radiologistas cegos quanto às características das pacientes, demonstrou-se que a mamografia digital é comparável à mamografia de filme/écran e talvez seja superior em algumas subpopulações. Os dados do DMIST são promissores, mas não está claro que o desenvolvimento da mamografia digital resultará em maior detecção de câncer de mama, como previsto.

Na verdade, é algo embaraçoso que, embora o DMIST tenha mostrado que entre alguns subgrupos a técnica digital detectou mais cânceres, ainda havia cânceres detectados apenas nos exames com filme/écran. Uma questão importante não respondida é por que alguns cânceres foram vistos em um sistema mas não no outro. Os pesquisadores precisam rever os exames para determinar se esses casos decorreram de erro do observador ou são diferenças reais. Se a última possibilidade for verdadeira, a sugestão seria de que, a fim de maximizar a detecção de câncer, é necessário obter os dois exames, o que seria naturalmente proibitivo. Suspeito que as diferenças no DMIST advieram principalmente de variabilidade entre observadores, e não de diferenças tecnológicas reais. Infelizmente, os pesquisadores publicaram os resultados antes de rever os casos de câncer para avaliar por que alguns cânceres passaram despercebidos e por que outros foram vistos. Em nossos casos do DMIST, um câncer não foi visto no exame digital mas foi detectado pelo radiologista que interpretou o exame com filme/écran, e um caso escapou no exame com filme/écran mas foi visto no exame digital. Quando revimos as imagens, os cânceres eram evidentes nos dois exames e haviam sido menosprezados pelos observadores. O câncer que passou despercebido pelo exame com filme/écran era uma massa espiculada em uma mama adiposa, enquanto o câncer não visto pela técnica digital era evidente como calcificações em uma mama densa. Os números do DMIST são uma análise objetiva, mas os pesquisadores precisam rever as imagens para determinar a importância real dos seus resultados. Com base na física, em comparações entre imagens e em estudos com radiologistas cegos quanto às características das pacientes, demonstrou-se que a mamografia digital é comparável à mamografia de filme/écran. A técnica digital talvez seja um pouco melhor na detecção de cânceres. Atualmente, a pressão é maior para que Serviços adotem a mamografia digital. Suspeito que a razão pela qual a maioria dos Serviços ainda não se converteu à mamografia digital são os seus custos bem mais altos. O aumento duvidoso da taxa de detecção de câncer ainda dificulta justificar os custos, mas a pressão pública poderia obrigar a conversão. Não obstante, o desenvolvimento de detectores digitais trouxe novas abordagens ao diagnóstico por imagem da mama. Acredito que as grandes vantagens oferecidas pela tomossíntese mamária digital (TMD) (maior detecção de cânceres e redução de falso-positivos) resultarão na substituição da mamografia bidimensional convencional pela TMD (ver Cap. 28).

 

MAMOGRAFIA DIGITAL DIRETA

A mamografia digital difere de uma mamografia digitalizada. É adquirida primariamente como uma imagem eletrônica sem a participação do filme radiográfico. Alguns mamógrafos digitais convertem em luz os fótons dos raios X que atravessam a mama mediante a utilização de materiais semelhantes ao écran de mamógrafos de filme/écran. Detectores de selênio amorfo convertem a energia dos fótons de raios X diretamente em um sinal eletrônico, e os fótons incidentes causam um aumento do nível de energia nos sistemas de fósforo estimuláveis que é armazenado e depois liberado quando o detector é escaneado por laser. A energia luminosa liberada é

convertida em sinal eletrônico (15). Detectores digitais podem ser vistos como uma planilha. Cada célula na planilha representa um detector de raios X (ou detector de luz, se os raios X forem primeiro convertidos em luz). Como cada célula possui um número de linha e um número de coluna (Fig. 27.6), as coordenadas da célula e a energia dos fótons de raios X medida naquelas coordenadas (ou o próprio número de fótons) podem ser registradas como uma série de números. Cada célula é chamada de pixel, que representa um elemento da figura. O tamanho do pixel é um dos principais componentes da resolução espacial do sistema. Embora vários outros fatores estejam implicados, o tamanho do pixel determina o tamanho das estruturas que podem ser resolvidas por um sistema digital. Assim, a imagem pode ser definida por números de linhas, números de colunas e números de fótons em cada uma dessas coordenadas, definindo toda a imagem registrada como uma série de dígitos — daí, imagem digital.

O processo é então revertido para exibir a imagem. Em vez de números nas células da planilha, atribui-se um nível de cinza (do branco ao preto) a cada célula proporcionalmente ao número (energia) de fótons que foram medidos naquela célula. A imagem torna-se visível como uma escala de cinzas, quando as células são preenchidas com um nível de cinza que se baseia na energia ou no número de raios X medidos em cada célula. Atribuem-se números entre o branco puro e o preto puro, e podem-se variar o contraste e o brilho facilmente e acentuá-los porque é possível utilizar “janelas” e níveis da escala de cinzas diferentes, uma vez que a imagem é gerada por computador. Ao contrário da imagem em filme/écran, que não pode ser modificada e se baseia na exposição empregada e no processamento químico do filme, a imagem digital pode ser ajustada em combinações infinitas, incluindo inversão completa da imagem de modo que as estruturas pretas se tornam brancas e vice-versa (Fig. 27.7). Como a imagem é definida por números, ela pode ser vista eletronicamente em qualquer lugar do mundo e exibida simultaneamente em um número infinito de lugares com exatamente o mesmo aspecto, seja lá onde for vista. Esse grande alcance, versatilidade e avanço na distinção do contraste estão entre os maiores benefícios de uma mamografia digital.

Fig. 27.6 Uma imagem digital pode ser definida completamente como uma série de números (dígitos). Uma imagem digital é como uma planilha cujas linhas e colunas são numeradas e a quantidade de energia que atinge cada elemento do detector pode ser representada como um número. Assim, pode-se representar toda a imagem como uma série de números. Atribuindo-se a cada número um nível de cinza, convertem-se os números em uma imagem.

 

 

Teoricamente, um pixel pode ter qualquer tamanho, e os pixels do detector variam de tamanho, de acordo com o tipo e o desenho do detector. Embora existam outras variáveis importantes, em geral, quanto menor o pixel, maior a resolução espacial em potencial (Fig. 27.8). Pixels de maior tamanho fornecem menor resolução espacial. Embora pixels menores devam ser capazes de produzir resolução espacial mais alta se a dose for mantida constante, esse benefício pode ser menor porque a relação sinal/ruído (RSR) diminuirá à medida que o tamanho do pixel for reduzido e a imagem terá mais ruído. Esse efeito pode ser mostrado no exemplo a seguir. Suponha que 100 fótons de raios X recaiam sobre um pixel de 100 µm e que 20 sinais de ruído sejam gerados para cada pixel. A RSR seria 100/20 ou 5. Se dividirmos o pixel em 4 pixels menores de modo que cada um passa a ter 25 µm (Fig. 27.9), o sinal é dividido por 4, e assim cada pixel agora vê 25 fótons. Porém, como o ruído é igual para cada pixel (20 contagens espúrias por pixel), a RSR cairá para 25/20, ou 1,25, e a imagem terá mais ruído. Esta explicação é simplista, mas o conceito importante a assimilar é que ter pixels menores não garante que a imagem será melhor.

Fig. 27.7 Apresentação da imagem positiva ou negativa. Uma manipulação simples, facilmente realizada com uma imagem digital, é a inversão da imagem, de modo que branco sobre preto (A) se torna preto sobre branco (B). Estas calcificações visualizadas com um sistema digital AS&E em 1985 originavam-se de CDIS de alto grau.

 

 

Uma das questões pendentes da mamografia digital diz respeito ao grau de resolução espacial necessário. Teoricamente, combinações filme/écran atingem resolução de até 15 a 20 plpm. Embora essa resolução alta jamais seja alcançada em aplicação clínica, combinações filme/écran provavelmente obtêm resolução de 10 a 11 plpm. A resolução espacial final da tecnologia de filme/écran e dos sistemas digitais depende de uma série de fatores. Estes incluem o tamanho do ponto focal do tubo de raios X, a composição do ponto focal, a distância foco-imagem, a influência de qualquer dispositivo de conversão dos raios X de fósforo ou outro material empregado pelo sistema, a dispersão da luz que ocorre se os fótons de raios X forem convertidos em luz, a sensibilidade da detecção eletrônica do fóton de raio X ou do detector de luz, o ruído que é inerente ao detector e a sua eletrônica e o tamanho do pixel. Pressupondo-se que o sistema é ideal, as seguintes relações são válidas:

Resolução Tamanho do Pixel

5 plpm 100 µm (0,1 mm)

10 plpm 50 µm (0,05 mm)

 

Fig. 27.8 Quanto menor o tamanho do pixel, maior a resolução espacial. Com pixels grandes, a resolução espacial é muito precária (A). À medida que o tamanho do pixel diminui, a resolução espacial melhora (B−D).

Fig. 27.9 Aumento da resolução por redução do tamanho do pixel pode comprometer a relação sinal/ruído. Se os pixels de um detector medirem 400 µm (A), o nível de ruído em cada pixel for 40 e 400 sinais forem detectados, a relação sinal/ruído é 400/40, ou 10. Se o tamanho dos elementos do detector forem divididos por 4, de modo que cada um meça 100 µm (B) e nada mais for modificado, a relação sinal/ruído deteriora-se. O nível de ruído em cada elemento do detector continua a ser 40, mas o sinal em cada pixel agora é apenas 1/4 do pixel maior, pois o sinal deve ser dividido por 4 elementos. Cada pixel vê 100 sinais. A relação sinal/ruído cai para 100/40, ou 2,5.

 

 

Se o display digital tiver o tamanho do filme mamográfico em formato grande (24 × 30 cm) e pixel de 100 µm, seriam necessários 2.400 × 3.000 pixels, ou um total de 7.200.000 pixels (7,2 megapixels), para cobrir a mesma área como um filme. Sem nenhuma atenção aos níveis de cinza da imagem, cada imagem tem um tamanho de 7,2 megabytes. Se o detector tiver pixels de 50 µm fornecendo 10 pares de linhas de resolução, a área coberta terá largura de 4.800 pixels e comprimento de 6.000 pixels, com um total de 28.800.000 pixels (28,8 megapixels). Porém, como cada pixel deve ser capaz de registrar uma ampla faixa de números, deve haver mais memória para cada pixel. Em termos da escala de cinzas, se apenas 2 bits de memória estiverem disponíveis, o sistema pode exibir apenas 4 tonalidades de cinza, 3 bits geram 8 tonalidades, 4 bits 16, 5 bits 32, 6 bits 64, 7 bits 128, 8 bits 256, 9 bits 512, 10 bits 1.024, 11 bits 2.048 e 12 bits 4.096 tonalidades de cinza. Com 13 bits, seria possível exibir 8.192 tonalidades de cinza, e, com 14 bits, 16.384 níveis. Os sistemas disponíveis possuem pelo menos 12 bits para armazenar o conteúdo de cada pixel do detector. Se a quantidade de dados incluídos em cada um exigir 2 bytes de memória do computador, um display com resolução de 5 plpm exigirá cerca de 14 megabytes de memória para cada imagem. A duplicação da resolução multiplica a necessidade de memória por quatro (1 pixel grande é substituído por quatro menores). Em conseqüência, se a resolução aumentar para 10 plpm (pixels de 50 µm), a imagem terá 56 megabytes. Esses arquivos de imagens extremamente grandes foram uma das razões pelas quais o desenvolvimento da mamografia digital foi tão lento, mas a capacidade de memória evoluiu, e por isso o tamanho de uma mamografia digital é um incômodo, mas deixou de ser um grande problema.

 

Resolução de Contraste Versus Resolução Espacial

O filme de raios X possui resolução espacial muito alta. Alguns filmes possuem a capacidade de resolver 17 a 20 plpm. Isto significa que eles têm o potencial de demonstrar estruturas que meçam apenas 25 µm. Porém essa resolução em potencial é muito maior do que a realmente obtida pela mamografia de filme/écran convencional. Sem magnificação, a mamografia em geral não consegue resolver calcificações menores que 200 µm. A resolução espacial teórica é determinada em circunstâncias ideais e com estruturas que exibem marcantes diferenças de contraste. A resolução espacial pode parecer muito alta quando o objeto do estudo (phantom) consiste em linhas metálicas alternadas com espaços vazios, de modo que o contraste entre os 2 é quase 100% (o metal bloqueia todos os fótons, enquanto os espaços permitem que todos eles prossigam). Contudo, a capacidade de resolver estruturas pode diminuir rapidamente se os objetos tiverem contraste semelhante. Se, por exemplo, houver duas massas lado a lado e elas forem examinadas com uma técnica que tenha resolução espacial suficiente mas careça de resolução de contraste, elas parecerão ser uma estrutura única (Fig. 27.10). No entanto, se o sistema puder apresentá-las em contraste diferente (resolução de contraste), elas serão visíveis como entidades separadas para o observador ainda que a resolução espacial não seja ideal. Não se deve avaliar a resolução espacial de maneira isolada sem medir a resolução de contraste.

Função de Transferência de Modulação

Em geral, uma boa medida do desempenho de uma sistema é determinada por sua função de transferência de modulação (FTM). A FTM estima a percentagem da força do sinal que entra no sistema em relação ao sinal que sai dele, em freqüências variáveis (Fig. 27.11). Quanto menor for a estrutura a ser visualizada, maior a freqüência do sinal que a representa e maior a freqüência que deve ser registrada para mostrá-la. Na maioria dos sistemas de imagem, a FTM se reduz enquanto a freqüência espacial aumenta. É a taxa de redução e o seu nível que influenciam a eficácia do sistema.

 

Fig. 27.10 Resolução espacial versus resolução de contraste. Se duas estruturas estiverem próximas demais uma da outra para o sistema resolvê-las, elas aparecem como uma estrutura. Estas calcificações simuladas aparecem como uma só se houver resolução espacial insuficiente (A). Ainda que o sistema tenha alta resolução espacial, se a resolução de contraste for insuficiente, as calcificações e o tecido onde elas residem aparecem como uma única estrutura, e as calcificações não serão visíveis (B). Ainda que a resolução espacial não seja alta, as estruturas podem ser vistas se elas forem resolvidas por diferenças no contraste. Estas calcificações simuladas são visíveis no tecido denso devido ao contraste alto, embora sua morfologia seja indistinta em virtude da baixa resolução espacial (C).

 

Ruído

Ruído é um dos maiores problemas em exames de imagem. Todos os sistemas produzem ruído. Existem diversas formas de ruído. Elas variam desde sinais eletrônicos de fundo gerados nos detectores eletrônicos até o ruído estrutural do tecido mamário normal. Quando está em repouso, à espera de exposição aos raios X, um detector eletrônico produz sinais aleatórios que constituem o ruído de fundo. Este é registrado antes de uma exposição como a imagem “em campo escuro” e subtraído da imagem obtida com a exposição. Ruído pode ser visto como flutuação aleatória dos sinais de fundo a partir de muitas fontes que não podem ser eliminadas. Um sistema pode ser capaz de exibir estruturas de alta freqüência, mas a força do sinal às vezes é tão baixa que é impossível vê-lo porque ele se perde no ruído do sistema.

 

Fig. 27.11 Estas curvas são as funções de transferência de modulação de um sistema de filme/écran de alta resolução e um sistema digital de campo total. Observe que o sistema digital possui resolução de contraste alta para as freqüências espaciais menores. O sistema de filme/écran terá transferência de contraste maior nas freqüências mais altas, porém essa resolução espacial melhor pode não ser visível porque o contraste será muito baixo e as estruturas serão invisíveis para o observador.

 

Relação Sinal/Ruído (RSR)

A FTM não é a única medida do potencial de um sistema. A RSR é um fator importante. Uma imagem pode ser vista como a combinação de informações desejáveis (sinal) e informações indesejáveis que a distorcem (ruído) (Fig. 27.12). O filme possui FTM relativamente alta em freqüências espaciais altas (detalhes finos), mas a imagem do filme é composta de grãos de prata distintos dispostos aleatoriamente na emulsão do filme. Em freqüências espaciais altas, estruturas muito pequenas estão próximas do tamanho dos grãos do filme. Os grãos produzem um fundo aleatório de pontos brancos e pretos, e a estrutura a ser visualizada pode ser indistinguível do ruído aleatório. Por exemplo, como calcificações muito pequenas podem ter o tamanho dos grãos de prata, elas são indistinguíveis dos grãos (ruído de fundo) do filme.

Degradação adicional da imagem é causada pelo écran que está acoplado ao filme na mamografia convencional. A difusão da luz no écran causa borramento e reduz a resolução espacial efetiva das combinações filme/ écran. Em freqüências altas (detalhes finos), a RSR geralmente se torna muito baixa, e o sinal da imagem é perdido no ruído do detector de filme/ écran. Em conseqüência, a resolução espacial em potencial do filme não é alcançada em mamografias comuns.

Um método para aumentar a RSR do filme é a magnificação radiográfica. Esta técnica amplia o sinal para uma área maior. Como o ruído permanece igual independentemente da magnificação, a ampliação da área do sinal eleva a relação entre o sinal e o ruído. É possível produzir detectores digitais que ofereçam RSR mais alta que as combinações filme/écran, e esta é uma de suas vantagens. Embora eles possam não ter a mesma resolução espacial absoluta e captura de altas freqüências de um detector de filme, a FTM e a RSR de alguns sistemas digitais são mais altas que o filme/écran para a exibição de informações de freqüência moderadamente alta. Uma demonstração aproximada disso é vista na visualização do phantom da mama do ACR. Atualmente não existe nenhum sistema de filme/écran capaz de visualizar todos os objetos contidos no phantom do ACR. O sistema de campo total da GE demonstra todos os objetos no phantom do ACR, embora tenha resolução espacial menor que os sistemas de filme/ écran (Fig. 27.13), em virtude de sua resolução de contraste mais alta.

Fig. 27.12 Relação sinal/ruído. Quando o sinal é baixo em relação ao ruído, a estrutura (sinal) não pode ser vista (A). Aumentando-se o sinal (B) ou reduzindo-se o ruído (C), a estrutura torna-se mais evidente.

 

Fig. 27.13 Mamografia digital de um modelo (phantom). Todos os objetos contidos no modelo do ACR são visíveis através do sistema de painel plano da General Electric em virtude de sua faixa dinâmica larga.

 

Dose e Mamografia Digital

Embora não exista um risco mensurável para a mama decorrente de exposições mamográficas de mulheres a partir de 40 anos (faixa etária da triagem), ainda há interesse em manter as doses de exposição o mais baixas possível sem sacrificar a qualidade da imagem (detecção de câncer). Um dos objetivos originais da mamografia digital era reduzir a quantidade de radiação necessária para examinar a mama e detectar câncer de mama incipiente. A mamografia de filme/écran convencional não utiliza de maneira eficiente todos os fótons de raios X que atravessam a mama. Isto contribui para a necessidade de aumentar a exposição da paciente. Conforme descrito por físicos, imagens mamográficas convencionais não têm limite quântico. Pode-se reduzir a dose aumentando a eficiência do sistema a fim de computar todos os fótons que chegam ao detector. O aumento da eficiência da detecção quântica e da tradução desses quanta em informações visualizáveis como eficiência quântica de detecção (EQD), mediante utilização de sistemas com detectores que registram simultaneamente o fluxo de fótons por uma área ampla, geralmente reduz a resolução. A EQD pode ser aumentada usando-se um meio mais espesso que seja mais propenso a absorver os fótons de raios X, mas, se o absorvedor atuar convertendo os fótons de raios X em luz, um meio mais grosso resultará em difusão da luz gerada pela interação. A difusão da luz no detector produz imagens borradas.

Os detectores de selênio amorfo têm a vantagem de converter fótons de raios X diretamente em elétrons. Como tais elétrons seguem em linhas retas, não há difusão no detector.

Os fabricantes de equipamento mamográfico estão bastante interessados em reduzir a dose. Isto é especialmente importante no mercado europeu, onde há uma virtual obsessão por redução da dose. Esse esforço é válido, mas, como a mama é praticamente resistente a radiação em mulheres a partir de 40 anos de idade (ver Cap. 5), a redução da dose deve ser realizada com cautela. A única razão para irradiar a mama é detectar câncer de mama em estágio precoce. Se a redução da dose diminuir a qualidade da imagem e isto reduzir a capacidade de detectar câncer de mama em estágio precoce, esta é a pior combinação possível. Mesmo a menor dose é desperdiçada, e a triagem perde seu valor. A qualidade da imagem deve ser prioritária, porém sempre prestando atenção à dose para evitar exposições desnecessariamente altas.

 

Faixa Dinâmica

A capacidade de diferenciar estruturas de atenuação dos raios X similar, mas não idêntica, é a resolução de contraste de um equipamento. Isto é descrito em termos da faixa dinâmica. Por exemplo, um equipamento que consiga representar a atenuação dos raios X dos tecidos atravessados pelo feixe de raios X por meio de apenas 8 tonalidades de cinza (do branco ao preto) possui faixa dinâmica bem menor que outro sistema com 4.096 tonalidades de cinza. Mamógrafos de filme/écran têm faixa dinâmica muito estreita, e é preciso adequar a exposição à faixa estreita; do contrário, a imagem será sub- ou superexposta. Como um sistema digital não sofre essa limitação, ele registra uma faixa bem maior de fluxo de fótons e é capaz de registrar e mostrar diferenças bem mais sutis no contraste (isto é, sua faixa dinâmica é maior). Essa escala mais longa significa que tecidos de contraste similar porém ligeiramente diferente, que seriam indistinguíveis no filme, podem ser diferenciados em um sistema digital. Sistemas digitais oferecem a oportunidade de resolução de contraste bem mais alta.

 

Fig. 27.14 Existem vários métodos para formar uma mamografia digital. (A) O escaneamento de toda a mama por um ponto de raios X e a detecção dos fótons transmitidos em cada ponto são o meio mais simples de produzir uma imagem digital, mas é extremamente lento. (B) Um sistema de escaneamento de linhas, com detectores seguindo um feixe em leque de raios X que varrem a mama, é exeqüível porém muito lento. (C) Um conjunto de pixels (várias linhas de detectores) pode ser escaneado na mama e exposto por um feixe em leque de maneira razoavelmente eficiente.

 

DETECTORES DIGITAIS

Existem diversas formas de aquisição de uma mamografia digital, incluindo escaneamento de pontos, escaneamento de linhas, escaneamento de múltiplas linhas e detectores de áreas.

 

Escaneamento de Pontos

O método mais simples de formar uma imagem digital seria varrer a mama com um feixe muito pequeno de raios X e detectar os raios X transmitidos em um único detector grande atrás da mama para registrar os fótons transmitidos (Fig. 27.14A). Sabendo-se a posição do feixe no momento em que os raios X atingiram o detector, o feixe constrói uma imagem completa. Esse tipo de sistema poderia ter algumas vantagens importantes, mas é totalmente inviável. Suponha que o feixe tenha tamanho de 100 µm e que fótons suficientes poderiam ser gerados em 1/10 de um segundo para cada ponto a ser escaneado. Isto significa que o feixe conseguiria escanear 1 mm por segundo. Até mesmo em uma mama muito pequena, com área de 50 por 100 mm (total de 5.000 mm2), o dispositivo precisaria de 5.000 segundos (83 minutos) para obter uma só imagem. Esse método é claramente inviável, a menos que se pudessem gerar enormes fluxos de fótons para escanear a imagem em segundos em vez de em minutos.

 

Escaneamento de Linhas e Múltiplas Linhas

A eficiência pode ser aumentada por meio de uma fileira de detectores e um feixe em leque de raios X para escanear a mama juntamente com o detector. Esse método utiliza apenas uma fração do feixe completo de raios X, mas é viável. Imagens podem ser obtidas em período de tempo razoável. A empresa American Science and Engineering construiu um protótipo na década de 1980 que fornecia uma imagem de 10 plpm em 22 segundos escaneando a mama com um feixe de 1 mm de largura e detectando os fótons que saíam do outro lado com um novo detector de raios X muito fino (ver Fig. 27.4). O mamógrafo digital de Fisher usa uma modificação dessa técnica. Em vez de utilizar um único detector linear muito fino, usa uma série de detectores em linha (múltiplas linhas), e isto pode tirar vantagem de uma faixa mais ampla dos raios X que varrem a mama (Fig. 27.14B, C). Essa técnica denomina-se escaneamento em fendas. Raios X são gerados como um cone dirigido para a mama. Como apenas uma linha ou faixa de raios X está sendo detectada no outro lado da mama, boa parte do feixe cônico não contribui para a imagem e, a menos que sejam colimados, esses fótons não usados estariam apenas expondo a mama a uma alta dose sem nenhum benefício para a imagem. Em conseqüência, esses dispositivos colocam um colimador entre a fonte de raios X e a mama de modo que apenas os raios X que atingem o detector linear no outro lado da mama prosseguirão. Na mamografia convencional, grades radiográficas comuns são usadas para reduzir a difusão dos raios X que deixam a mama. Essas grades não protegem a mama do feixe primário que é bloqueado pela grade. A grade deve ser deslocada para visualizar os tecidos que são bloqueados pela grade, de modo que a dose dobra. O sistema de escaneamento em fendas bloqueia a parte do feixe que não atinge o detector, e portanto não apenas essa técnica mantém a dose de raios X reduzida como a difusão dos raios X é intensamente reduzida porque a combinação de colimação pré- e pós-mama quase elimina os fótons que não façam parte do feixe primário (gerador de imagem) (ver Fig. 27.4). O principal problema dos sistemas de escaneamento em fendas é que eles são mecanicamente complexos e volumosos, e não se sabe como eles poderiam ser adaptados para a tomografia mamária digital.