FISICA BÁSICA DA TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA

Apostila da disciplina Tomografia Computadorizada do Curso Tecnológico de Radiologia da

UNCISAL

Profª Maria Lúcia Lima Soares

Esta apostila é uma compilação de numerosas fontes e tem como único objetivo orientar o estudo dos alunos do 4º

período em relação à disciplina “Tomografia Computadorizada” para o fim específico da primeira avaliação do

semestre 2009-1.

Introdução

Nos últimos 40 anos nenhum desenvolvimento tecnológico na área de imagem foi tão

importante quanto a Tomografia Computadorizada (TC). Avanços na tecnologia helicoidal e

subsequentemente na tecnologia de múltiplos detectores, tem oferecido tantas opções que

chega a ultrapassar nossa capacidade de atualização.

No final da década de 50 os componente necessários já estavam disponíveis, mas foi apenas

em 1967 que o projeto da TC foi apresentado pelo engenheiro inglês Sir Godfrey Hounsfield

(1919-2004) e pelo físico sul-africano Allan M. Cormack que desenvolveu a parte matemática.

Ambos receberam o prêmio Nobel de Medicina de 1979 .

Princípios básicos

Os princípios físicos da Tomografia Computadorizada (TC) são os mesmos da radiografia

convencional. Para a obtenção de imagens são utilizados os Raios-x (RX). Enquanto na radiografia

convencional o feixe de RX é piramidal e a imagem obtida é uma imagem de projeção, na TC o feixe é

emitido por uma pequena fenda e tem a forma de leque.

Na tomografia computadorizada o tubo de RX gira 360o

em torno da região do corpo a ser

estudada e a imagem obtida é tomográfica ou seja são obtidas “fatias” (slices em inglês). Em oposição

ao feixe de RX emitidos temos um sistema detector de fótons que gira sincrônicamente ao feixe de RX,

mas que também pode ser fixo nos tomógrafos mais modernos. Como na radiografia convencional as

características das imagens vão depender das informações colhidas a respeito da absorção de fótons

pelo objeto em estudo.

Dessa forma, a quantidade de fótons recebidos pelos detectores depende da espessura do

objeto e da capacidade deste de absorver os RX. Os detectores de fótons da TC transformam os fótons

emitidos em sinal analógico. Quanto mais fótons de RX atingem os detectores, maior é a diferença de

potencial, ou voltagem que cada detector fornece ao computador – sinal analógico. O sinal analógico vai

ser convertido em sinal digital através do sistema de computação e será processado para formar a

imagem final que apesar de processada digitalmente, será de novo uma imagem analógica.

Allan M.Cormack e Sir Godfrey Hounsfield

Estrutura e funcionamento de um tomógrafo

Um tomógrafo é formado por um tubo de RX conectado mecânicamente e eletrônicamente a

um sistema de detectores. Este conjunto gira 360 graus em torno do paciente. As estruturas corpóreas

vão atenuar o feixe de RX dependendo de vários fatores, entre eles sua densidade e número atômico.

Depois de passar pelo corpo a radiação atinge finalmente os detectores.

Um giro de 360º produz uma “vista” que é um conjunto de projeções compostas por sua vez de

um núero variável de “raios”. Cada vista produz um conjunto de sinais analógicos que são enviados ao

sistema de computação. Ao término de cada giro o sistema tubo/detectores volta à posição inicial e a

mesa sobre a qual está o paciente, move-se alguns milímetros. Este processo vai se repetindo e gera

uma enorme quantidade de dados. Esse processo caracteriza o escaneamento passo a passo que difere

do escaneamento helicoidal, como veremos mais para frente.

Os sinais elétricos gerados pelos detectores contém informação a respeito do quanto o feixe foi

atenuado por cada estrutura do corpo (“coeficientes de atenuação”). Estas informações são acopladas

aos dados sobre posição da mesa e do cabeçote. Dessa forma é possível a determinação das relações

espaciais entre as estruturas internas e a fatia selecionada do corpo.

Os sinais elétricos analógicos são então enviadas ao sistema de computação que através de

algoritmos específicos vai transformá-los em sinais digitais para compor as imagens que iremos ver na

tela do computador.

O tomograma calculado, ou seja, a imagem que vemos na tela do computador, corresponde a

uma matriz dos valores de atenuação do feixe, visualmente apresentada em tons de cinza, em

formato analógico.

Atualmente há vários tipos de tomógrafos: (1) Convencional ou simplesmente Tomografia

Computadorizada (passo a passo); (2) Tomografia Computadorizada helicoidal ou espiral; (3) Tomografia

Computadorizada “multi-slice” e (4) Tomógrafos mais sofisticados, como “ultra-fast” e “cone-beam”. Na

tomografia helicoidal o tubo de RX gira em torno do paciente e os detectores podem girar também ou

permanecerem estáticos. A mesa desloca-se simultâneamente e a trajetória do feixe de RX ao redor do

corpo é uma espiral.

SISTEMAS DE VARREDURA

A TC atualmente utiliza um feixe “em leque” diferentemente

do RX convencional que utiliza um feixe piramidal.

Inicialmente o feixe de RX do tomógrafo tinha formato “em lápis” – cilíndrico (A). Depois o desenho evoluiu

para o feixe “em leque”(B) – este segundo formato reduz o nº de incrementos angulares necessários para a

varredura, ou seja, o feixe atinge não apenas um detector, mas vários detectores ao mesmo tempo e porisso não

precisa mais “varrer” o objeto de grau em grau.

O sistema de TC foi evoluindo desde a sua criação conforme comentamos acima. Agora vamos descrever

os diferentes tipos de varredura de cada “geração” dos tomógrafos:

1.Tomógrafo de Primeira Geração (rotação/translação com detector único): este foi o primeiro

sistema comercialmente disponível. Nele um feixe de RX cilíndrico e estreito (“em lápis”) varre o

corpo fazendo uma meia volta (180º) com passos de 1 grau . A cada passo de um grau realiza uma

translação, após um número “x” de translações faz uma rotação e assim por diante, gerando 180

projeções a cada volta.

2. Tomógrafo de Segunda Geração: o procedimento de varredura é semelhante aos

tomógrafos de primeira geração porém um feixe “em leque” substitui o feixe “em lápis” e o

detector único é substituido por múltiplos detectores. Assim o tempo de corte cai de minutos

para segundos (em torno de 20 segundos).

3. Tomógrafo de Terceira Geração: o feixe em leque e os detectores acoplados tem

dimensões suficientes para envolver toda a circunferência do paciente, não havendo mais

necessidade do movimento de translação. Possuem cerca de 500-1000 detectores e o

movimento de rotação é bem mais rápido – chegando a 0.5 segundos por rotação.

4. Tomógrafo de Quarta Geração: o círculo de detectores

permanece estacionário e o tubo gira em torno do

paciente.

Tomógrafo de primeira geração :

• Surgiu em 1972

• Feixe “em lápis”

• Detector único

• Rotação/translação

• 5 minutos para fazer um corte

Tomógrafo de segunda geração:

• Surgiu em 1974

• Feixe “em leque” com ângulo de abertura de 10 graus

• Múltiplos detectores (~30)

• Rotação/translação

• Múltiplos ângulos de aquisição em cada posição

• Maior ângulo de rotação

• Tempo de varredura entre 10-90 segundos

Tomógrafo de terceira geração:

• Surgiu entre 1975-1977

• Feixe “em leque”mais largo envolvendo toda a

circunferência do paciente

• Apenas rotação

• Múltiplos ângulos de aquisição em cada posição

• 500-1000 detectores

• Tempo de rotação mais curto – até 0.5 segundos

• Tempo de varredura entre 2 -10 segundos

5. Tomógrafo Helicoidal: combina a rotação do portal com o movimento da mesa. O tubo de

RX realiza um movimento espiral, contínuo em torno do paciente.

Os tomógrafos helicoidais podem ter uma fileira única de detectores ou múltiplas fileiras de

detectores. Estes últimos são denominados “multislice” – lembrando que slice (inglês) quer

dizer fatia em português. Podem ter 4, 16, 32 ou 64 fileiras de detectores - isto significa que a

cada giro de 360 graus podemos obter 4, 16, 32 ou 64 cortes. Assim em uma mesma extensão

um tomógrafo multislce de 64 fileiras de detectores, pode obter 64 vezes mais imagens que um

tomógrafo de fila única de detectores.

1972 1980 1990 2000

Tempo escaneamento(s) 300 5 1 0.5

Dados por giro de 360 graus 58 kb 1 MB 2MB 12MB

Matriz 80 x 80 256 x 256 512 x 512 512 x 512

Potência do tubo (kW) 2 10 40 60

Espessura de corte (mm) 13 2-10 1-10 0.5 -5

No Tomógrafo helicoidal são contínuos:

• Rotação do tubo e detectores (em alguns aparelhos os detectores podem ser fixos)

• Emissão de RX

• Movimento da mesa

• Aquisição de dados

Tomógrafo de quarta geração:

• Surgiu em 1981

• Feixe “em leque”, largo

• Rotação do tubo

• Múltiplos detectores estacionários (até 2000) circundando

completamente o paciente

• Tempo de rotação mais curto – até 0.5 segundos

Em TC helicoidal um conceito importante é o de “pitch” em inglês, ou passo, em português:

Passo = deslocamento da mesa a cada giro de 360 graus / espessura de corte

Se a mesa desloca-se 5 mm a cada rotação de 360 graus do tubo e a espessura de corte é de 5 mm

passo é : 5/5 = 1

Vantagens da TC helicoidal:

� Maior velocidade de escaneamento:

� Exames mais rápidos

� Maior número de pacientes

� Redução de artefatos de movimento

� Diminue a dose de contraste EV e permite avaliar diferentes fases da passagem do

mesmo pelas vísceras

� Aquisição volumétrica (sem espaçamento)

� Aumenta a capacidade de diagnosticar pequenas lesões

� Reformação de alta qualidade

Nos tomógrafos convencionais a aquisição de dados ocorre passo a passo, com intervalo entre os cortes (A). Nos tomógrafos helicoidais

(B) o movimento do tubo, dos detectores e da mesa é contínuo, da mesma forma que a emissão dos RX

A

B

Ao lado vocês podem ver um exemplo de reformação

multiplanar de alta qualidade em TC helicoidal. As imagens são

obtidas sem espaçamento – aquisição volumétr

axial. Após o término do exame podemos reformar os dados

obtidos em qualquer plano – sagital, coronal, oblíquo. Com

isso eliminamos a necessidade do paciente mudar de posição

e ser novamente irradiado para obtermos cortes em

diferentes planos. Além de reduzir o tempo de exame e o

desconforto para o paciente.

PRINCIPAIS COMPONENTES DE UM TOMÓGRAFO

Qualquer tomógrafo, independentemente de sua geração apresenta os seguintes componentes:

A) Sistema de varredura:

• Gantry ou portal em português

o Tubo de RX

o Colimador

o Gerador

o Detectores

• Sistemac de aquisição de dados

B) Sistema de omputação:

• Sistema de processamento de imagens

• Sistema de reconstrução de imagens

O sistema é completado com a parte de alta tensão, mesa motorizada,console e estação de

trabalho para o radiologista manipular as imagens, processadora e impressora para documentação. É

importante lembrar que cada uma dessas partes é constituída de numerosos componentes mecânicos e

eletrônicos. Um sistema altamente complexo cuja primeira idéia vocês terão no curso teórico, irão

acompanhar nas aulas práticas e seguirão pela vida profissional aprendendo um pouco mais todos os

dias.

Esses componentes são agrupados em módulos que conhecemos como “armários”, localizados em

uma mesma sala ou em localizações diversas, dependendo da funcionalidade. O portal atualmente

incorporou vários destes módulos e a cada dia que passa o sistema todo se torna mais compacto,

chegando a simplificação máxima que são os tomógrafos móveis.

1) Gantry (portal): maior componente de um sistema tomográfico. Estrutura complexa do ponto

de vista mecânico, cujo funcionamento elétrico não difere de um sistema de RX convencional.

Contém o tubo de RX com anodo giratório refrigerado a òleo ou água, filamento que pode ser

simples ou duplo (dual); filtros e colimadores,sistema de aquisição de dados,motores e

sistemas mecânicos que permitem angulação e posicionamento (laser).

Engrenagens e motores elétricos garantem precisão e velocidade ao sistema de rotação.

Pistões hidráulicos permitem a angulação que pode alcançar até 30 graus, o que é importante

para alinhar a anatomia quando necessário.

Os detectores são dispostos em oposição ao tubo ou como nos tomógrafos mais modernos, em

toda a circunferência do portal, podendo ser móveis ou estáticos. Junto aos detectores

encontram-se placas e circuitos eletrônicos responsáveis pela transdução da informação sobre

a quantidade absorção do feixe de RX pelo corpo do paciente, em sinal eletrônico analógico. A

seguir essa informação é digitalizada e será transmitida ao computador que fará os cálculos

matemáticos necessários para a formação da imagem digital; esta por sua vezserá reconvertida

em imagem analógica que é a imagem que o humano reconhece.

A tecnologia de anéis deslizantes (“slip rings”) - dispositivos eletro-mecânicos condutores de

eletricidade – eliminou a necessidade de cabos de alta tensão, o que permite rotação contínua

sem a interferência de cabos.

A abertura é relativamente estreita – em torno de 70-85 cm.

2) Cabeçote: é muito semelhante ao cabeçote de um sistema RX convencional, todavia devido ao

funcionamento constante do tubo, é necessário um sistema eficiente de refrigeração –

lembrando que perto de 99% da energia gerada é transformada em calor e apenas 1% em

fótons. Durante segundos de funcionamento o tubo gera de 1000 a 10000 vezes mais calor do

que um sistema convencional.

Vamos exemplificar através de uma fórmula matemática a magnitude deste efeito:

Et = kV x mA x t

Para um RX convencional de tórax: 80kV, 200 mA, 0,05s (10 mAs)

80 x 200 x 0.05 = 800 HU (“heat units” = unidades calorimétricas)

Para uma TC de tórax: 120 kV, 200 mA, 1 s

120 x 200 x 1 = 24000 UH

Importante lembrar que numa TC de tórax a cada 30 segundos (20 cortes) a ampola sofrerá o

impacto da produção de 24000 x 20 = 500 000 HU. As ampolas são dimensionadas para

tolerar e dissipar o calor.

3) Gerador: de alta freqüência, localizado no interior do portal. Deve permitir kilovoltagem até

140 para adequada penetração e uma larga faixa de seleção da miliamperagem.

4) Detectores: são sensores de Rx que ao receberem o impacto dos fótons medem o logaritmo da

intensidade de energia que receberam – coeficiente linear de atenuação. Devem possuir 3

características mais importantes:

a. Alta eficiência para minimizar a dose no paciente

b. Estabilidade ao longo do tempo

c. Baixa sensibildade a variações de temperatura que são muito grandes no interior do

portal

A eficiência dos detectores depende da (1) geometria, (2) capacidade de captura do fóton e (3)

conversão do sinal. Trata-se de um segredo industrial que define a eficiência do equipamento.

A eficiência geometrica está ligada à área do sensor que é sensível aos RX em relação à área

total do sensor que será exposta ao feixe. Separadores finos intercalados entre os sensores

para reduzir a radiação espalhada ou regiões insensíveis degradam a eficiência geométrica.

A eficiência quântica (captura de fótons) refere-se à fração do feixe incidente no detector que

será absorvida e contribuirá para o valor do sinal medido, pois parte da energia incidente é

transformada em calor.

A eficiência de conversão está ligada à precisão da conversão do sinal de RX absorvido em sinal

elétrico.

A eficiência total é produto dos três fatores mencionados e em geral fica entre 0.45 e 0.85 %,

isto quer dizer que há uma perda de 15 a 55% entre os fótons disponíveis para conversão e o

Imagens do portal fechado e aberto demonstrando a complexidade eletrônica e mecânica

Abertura

Tubo

Detectores

sinal elétrico obtido. Assim o sistema não é altamente eficiente e que pode haver necessidade

de aumentar a dose para melhorar a qualidade da imagem.

Existem dois tipos básicos de sensores comercialmente disponíveis para uso médico:

1) Sensores de Estado Sólido: consistem de um arranjo de fotodiodos e cristais de cintilação. Os

cristais são atingidos diretamente pelo feixe de RX, produzindo energia luminosa, cujos fótons

dirigem-se para o diodo sensível a luz.

2) Câmaras de ionização: consistem de câmara preenchida por gás comprimido (geralmente

Xenônio) na pressão de 30 atm por dois motivos: aumentar a energia das moléculas de gás

facilitando a liberação de elétrons quando incidir o RX e também para aumentar a quantidade

de átomos do gás disponível para interagir com o feixe. A câmaras é compartimentalizada

através de lâminas de Tungstênio que coletam os íons liberados. Este tipo de detector tem

eficência quântica menor se comparado ao de estado sólido.

Câmara de pressão

Placas

Amplificador Sinal

Alta Tensão

Janela de Entrada

Esquemas de detectores de estado sólido

detectores

Cristal de cintilação

Fotodiodo

Pinos de solda Placa de

Colimação

Necessária para reduzir a dose no paciente restringido o volume de tecido a ser irradiado e também

para melhorar a qualidade de imagem pela diminuição da radiação secundária. Normalmente existem

dois conjuntos de colimadores:

• Junto ao cabeçote (pré-paciente) – controla a radiação no paciente

• A frente dos detectores (pós-paciente) – reduz a radiação secundária,define a

espessura de corte e também limita o campo de visão (FOV - field of view)

Esquema de Detectores de Câmara de Ionizção

Nos tomógrafos de 4ª geração os

detectores são estacionários.

Quem gira é o tubo de RX. Ao lado vocês

podem ver esquema e foto do portal

aberto.

Foto do sistema de detectores que fica no interior do portal

Sistema Elétrico

A tensão do tubo (kVp) é fornecida por sistemas trifásicos e de alta freqüência, garantindo que a

produção de fótons seja constante durante todo o exame e que o feixe tenha sempre o mesmo

espectro. O sistema de alta freqüência permite a compactação dos circuitos eletro-eletrônicos e assim o

gerador pode ser instalado dentro do portal, economizando espaço físico.

Tecnologia de anéis deslizantes (slip ring technology): na maioria dos tomógrafos de gerações

anteriores, as conexões entre os componentes do sistema rotacional do portal e os componentes da

parte estacionária do mesmo,eram feitas através de cabos de espessura limitada e havia necessidade de

necessidade de rotação de até 700 graus. O sistema precisava parar para reverter a rotação entre os

cortes. Com a tecnologia de anéis deslizantes, “escovas” elétricas permitem conexão entre os

componentes rotacionais e estacionários. Com isso foi possível desenvolver os sistemas helicoidais. A

função crítica dos sistemas de anéis deslizantes é fornecer kilowatts para energizar o tubo de RX ao

mesmo tempo que transfere sinais digitais em alta velocidade e controla estes sinais.

Ao lado um esquema do tubo de RX com os colimadores que podem estar

antes do paciente na saída do tubo (setas azuis) e após o paciente, antes

dos detectores (setas pretas)

Consoles de controle:

O console de controle é o centro operacional do sistema. Através dele se monitoriza o exame. Esta

unidade possui um monitor de TV com um ou dois canais, dependendo do modelo. Nos modelos para

dois canais, um deles é utilizado para o texto que é digitado no teclado e reproduzido no vídeo. O texto

corresponde a informações sobre o paciente e parâmetros de cada exame (espessura do corte, tempo,

incremento da mesa e número de cortes tomográficos por exame, entre outros ). No outro canal,

observam-se diretamente as imagens, o que permite a análise das mesmas assim que elaboradas.

Como o sistema utiliza RX a sala que abriga a unidade de varredura deve possuir adequada proteção

radiológica. As unidades de controle e de processamento devem ser mantidas a 20Cº, com umidade

relativa em torno de 50 a 60 %.

“Escovas”

Anéis deslizantes

Formação de imagens em Tomografia Computadorizada:

Ocorre em 3 fases:

1. Escaneamento: o tubo de RX gira em torno do paciente e o feixe é atenuado de forma

diferenciada pelas diferentes estruturas que compõem o corpo. Os detectores serão atingidos

por uma quantidade também diferenciada de fótons, dependendo do quanto o feixe foi

atenuado. Cada vez que são atingidos pelos fótons os detectores medem o logaritmo da

intensidade do sinal analógico recebido – coeficiente linear de atenuação. Este valor representa

a soma de todos os coeficientes de atenuação dos voxeis atravessados pelo raio, completando

uma projeção. Cada voxel é atravessado pelo feixe em diferentes direções, durante a rotação

do tubo. O coeficiente de atenuação de cada voxel está portanto representado em várias

somas.

2. Reconstrução: os sinais analógicos (fótons) serão lidos pelos detectores que transmitem esse

sinal ainda analógico para um conversor digital no sistema de computação. Os sinais

digitalizados serão utilizados para gerar uma imagem digital que a seguir é reconvertida a

imagem analógica, a imagem que o olho humano “entende” ou decodifica.

3. Conversão análogico-digital: os sinais analógicos gerados pela atenuação dos fótons pelo corpo

exposto ao feixe de RX devem ser convertidos em dígitos do sistema binário (sinal digital) para

serem lidos pelo sistema de computação. Uma nova fase de processamento é necessária para

reconverter o “mapa” digital em imagem analógica, para que possa ser “lida” pelo olho

humano. Os dados são convertidos através de um conversor digital-analógico (DAC), em uma

voltagem que controla o feixe de elétrons do monitor, modulando o brilho da mancha de luz

que aparece na tela do monitor. Cada nuance de brilho vai corresponder a um pixel que

contém informações sobre os coeficientes de atenuação de cada vóxel do objeto examinado.

Escaneamento:

Produz uma “fatia” (slice) da região que está sendo examinada

O que estamos medindo?

A quantidade de RX que penetra no corpo ao longo dos diferentes ângulos de aquisição, é medida

pelos detectores que interceptam o feixe após tê-lo atravessado

Obtemos então uma média de coeficientes de atenuação dos tecidos atravessados pelo feixe de RX

em cada fatia ou corte.

Ao lado vocês tem um esquema de um

sistema tomográfico completo com o

portal e seus principais componentes

(tubo de RX, gerador, detectores, sistema

de aquisição de dados), o sistema de

computação e geração de imagens, a

mesa e o console do operador. Vocês vão

ouvir muito a palavra “DAS” – “Digital

Archiving System” – sistema de

arquivamento digital. O “coração”

computacional de um sistema

tomográfico

Coeficientes de atenuação:

O coeficiente de atenuação é uma medida arbitrária criada por Hounsfield para quantificar a

atenuação do feixe de RX após atravessar o corpo. A representação de cada tecido na Escala de

Hounsfield (EH) varia de acôrdo com o quanto este absorveu de fótons de RX. A água corresponde

ao valor zero da escala,valor de referencia por ser de fácil obtenção para calibrar os aparelhos .

Tecidos muito densos como os ossos, absorvem mais fótons que tecido pouco densos como o ar

nos pulmões. Por convenção – para manter correspondência com a Radiologia - valores altos de

atenuação (ossos) são representados em branco e valores baixos (ar,gordura) em preto. A EH varia

de -1000 (ar) a +1000 (osso). Atualmente foi estendida para + 4000 para poder incluir o osso

cortical muito denso

O esquema ao lado mostra um exemplo da escala de Hounsfield. O valo

água. Foi selecionado arbitráriamente um intervo entre

coeficientes de atenuação de várias estruturas como a gordura (

encefálica ( 30 a 50 ), substância branca encefálica (

gordura, como tem o valor mais baixo neste intervalo é representada com tons mais escuros e

o sangue coagulado, com valor mais alto, é representado em tons próximos ao branco.

uma hemorragia cerebral terá densidade elevada e vai aparecer na cor branca,dando um

excelente contraste em relação ao cérebro que é cinza na TC.Substancia branca

Agua

Substancia

Sangue coagulado

Agua Ar

Osso Cortical

Gordura

Ao lado vocês podem ver um esquema

simplificado do escaneamento. O tubo de RX gira

em torno de cada “fatia” do corpo e os

detectores recolhem informações a respeito de

quanto o feixe foi atenuado por cada estrutura

que atravessou.

Ao lado vocês podem ver uma TC de encéfalo

demonstrando uma área de Acidente Vascular

Cerebral Hemorragico (AVCH) vem topografia dos

núcleos da base a direita em um paciente com

hipertensão arterial severa. Note o excelente

contraste entre o sangue coagulado que

apresenta alto coeficinete de atenuação (CA) e o

encéfalo que apresenta baixos CA.

QUALIDADE DE IMAGENS EM TC:

Em TC a visibilidade das imagens produzidas depende não apenas das características do tomógrafo,

mas principalmente de como o mesmo é operado, ajustando os protocolos de acordo com as

necessidades do exame que vai ser realizado.

Essa afirmação levanta uma questão interessante: se a qualidade de imagem pode ser ajustada pelo

operador, porque então não ajustar sempre para a melhor qualidade e visibilidade?

A resposta não é tão simples quanto a pergunta, mas em imagenologia medica sempre existem

ganhos e perdas a serem considerados:

• Muitas vezes quando se muda um item no protocolo para melhorar a qualidade das

imagens, uma outra característica pode ser prejudicada na sua qualidade

• Em imagenologia médica é fundamental equilibrar a qualidade de imagens e a dose para o

paciente

Um protocolo otimizado equilibra as características da imagem (por exemplo, borramento e

ruído) e utiliza a dose de radiação necessária para produzir a qualidade de imagem requerida.

A tecnologia de imagens em medicina é como uma extensão do olho humano. Da mesma forma

que utilizamos um microscópio, um telescópio, enfim, aparelhos para enxergar à distância, os

equipamentos médicos levam nossa visão a regiões invisíveis do corpo humano.

Os equipamentos em imagenologia médica devem oferecer imagens com sensibilidade de contraste

suficiente para distinguirmos estruturas com densidades semelhantes. Por exemplo um pequeno

tumor no fígado, uma área disquemia no encéfalo. Distinguir um projétil de arma de fogo ou uma

calcificação no corpo humano é sempre fácil, pois sua densidade é muito elevada e produz alto

contraste com o “fundo”.

A função principal da imagenologia em Medicina é converter o contrate físico em contraste visual,

transferindo o contraste entre as estruturas do corpo para a imagem.

Ao lado vocês tem um “ teste de visão” – o que dificulta a visibilização das letras G e H é a diminuição do

contraste entre elas e o fundo (“background”) branco. Isto não acontece com as letras A,B,C,D,E

todas mais escuras e contratantes com o fundo. A

menor contraste que permite distinguir duas estruturas com densidades semelhantes.

Agora note como fica mais difícil visibilizar um

AVC isquêmico em topografia do tálamo

esquerdo. A isquemia produz uma lesão cuja

densidade é semelhante à substância branca

encefálica, diminuindo muito o contraste da

imagem.

A sensibilidade de contraste vai depender tanto das características do método a ser utilizado,

quanto das características intrínsecas da região a ser examinada. Por exemplo, se queremos

visibilizar um pequeno lipoma (tumor benigno composto de gordura) na cisterna quadrigeminal do

encéfalo, vamos utilizar a Ressonância Magnética com imagens ponderadas em T1, onde a gordura

tem alto sinal e fica branca, contrastando com o liquor que é cinza. Na TC tanto a gordura quanto o

liquor são pretos.... e fica difícil fazer o diagnóstico

[

Resolução de contraste (RC): capacidade de distinguir duas densidades muito próximas. Em

imagem digital o parâmetro mais importante para definir contraste é a profundidade da imagem ou

o número de bits por pixel – assunto que vamos discutir logo abaixo. Isto define a amplitude das

variações dos níveis de cinza. Uma estrutura só será detectada se seu contraste com o meio for 3

a 5 vezes maior que o nível de ruído. Quanto maior for a estrutura, melhor é a resolução de

contraste.

Resolução de Contraste (RC) melhora com:

� � pixel

� � matriz (matriz fina)

� � mAs ( � ruído)

� � espessura de corte

� Tudo o que � ruído aumenta a resolução de contraste

Resolução Espacial (RE): capacidade de distinguir dois pontos muito próximos entre si.

Depende de muitos fatores relacionados tanto à obtenção das imagens como ao processo de

reconstrução. Quanto maior o número de projeções durante o processo de escaneamento,

melhor será a resolução espacial. Quanto menor o pixel, melhor será a resolução espacial. A

Resolução Espacial também depende do número de pixels da matriz. Quanto mais “fina”

(maior) for a matriz, maior será o número de pixels e melhor será a resolução espacial como

vocês podem ver abaixo:

O objetivo da imagenologia médica é transmitir ao

observador as mesmas nuances de contraste que existem

entre as estruturas do corpo humano, sob forma de uma

imagem analógica.

Na tomografia, o pequeno lipoma (seta) tem densidade quase igual ao liquor na cisterna quadrigeminal. Na

Ressonância Magnética ponderada em T1 o lipoma (seta) contrasta melhor com o encéfalo pois se torna branco.

Para esse caso específico a RM é mais sensível do que a TC.

A escolha da RM depende portanto das características do método, mas a

operador.

A TC neste caso, tem menor sensibilidade de contraste em relação à RM. Assim, tecidos com alto contraste como o

osso serão bem visibilizados, o que não acontece com a gordura que tem baixa densid

contraste em relação ao líquor.

Resumindo, a RE depende de:

� Matriz

� � matriz (matriz fina): � CSR – coeficiente sinal/ruído - (mas � tempo de reconstrução)

� FOV

� � FOV sem mudar a matriz: � pixel (mas � CSR)

� Espessura de corte

� Cortes finos: � artefato de Volume Parcial

� Número de projeções

� � nº projeções � RE

Com relação ao desempenho do tomógrafo, os seguintes fatores devem ser considerados:

1. Quanto menor a dimensão dos detectores, maior será a RE

2. Filtros de alta freqüência aumentam a RE

3. Quanto menor o ponto focal, maior será a RE

Ponto focal:

� Região do anodo por onde os RX são emanados

� Tem formato quadrado no cátodo e retangular no anodo, pelo fato deste ser angulado

� As dimensões do ponto focal são críticas

� Pode limitar a resolução espacial dependendo da relação entre a fonte de RX,detectores e o

corpo do paciente (deformação geométrica = geometric unsharpness ou penumbra). O foco

grosso aumenta o efeito de penumbra.

� Foco fino aumenta a resolução espacial, mas não tolera tempo curto e alta miliaperagem

Deformação geométrica

� Na radiologia convencional a deformação geométrica ou penumbra, é dependente da

distância entre o filme e o paciente. Quanto mais longe o paciente em relação ao

filme , maior é a deformação geométrica. O foco de pequenas dimensões permite

magnificação geométrica com muito menos distorção.

Quanto maior o número de projeções

realizadas no processo de escaneamento,

maior é a resolução espacial, conforme

podemos ver no exemplo ao lado

� Quanto mais próximo do ponto focal está o objeto, maior é o “borramento” pelo

efeito da ampliação

O Ponto Focal é crucial na determinação

da qualidade de imagem em TC. A medida

que o PF diminue, melhora a Resolução

Espacial e o detalhe das imagens,

consequentemente permitindo

magnificação (projeção geométrica) sem

o efeito devastador da penumbra. O PF

ideal deve ter diâmetro próximo do zero.

Dependendo do “design” do tubo de RX, o

PF pode ser tão pequeno quanto 1mm ou

menos de diâmetro. Técnicamente o PF é

o verdadeiro alvo onde os elétrons

transferem sua energia gerando os Raios

X

F = dimensão do ponto focal

Magnificação Geométrica (m) = FDD/FOD

Penumbra (Ug) = F (m-1)

Ponto focal

Ponto Focal Ponto Focal

Obj. Obj. Obj.

Penumbra Penumbra

F = dimensão do ponto focal

Magnificação Geométrica (m) =

FDD/FOD

Penumbra (Ug) = F (m

O PF define a resolução possível de um tomógrafo. A resolução corresponde à metade do PF. Se o PF é

de 1mm, a resolução será de 0.5 mm

Podemos checar a resolução espacial de um tomógrafo medindo,através de testes com “phantoms”, o

espaçamento entre linhas, como vocês podem ver no exemplo abaixo:

PROCESSAMENTO DE IMAGENS

A unidade de processamento é um computador, centro de todo o sistema. Recolhe os dados brutos de

cada tomograma através dos detectores. Os dados são inicialmente armazenados no formato digital.

Imagens médicas apesar de processadas digitalmente tem que ser exibidas em formato analógico.

Quanto menor o número de linhas por

centímetro, melhor será a RE do

tomógrafo

Quanto menor o ângulo do anodo,menor

é o PF efetivo

Imagens analógicas incluem fotos,pinturas e imagens médicas gravadas em filmes ou exibidas em

monitores de computador, por exemplo. Neste tipo de imagem cada ponto corresponde a um

determinado nível de brilho (ou densidade do filme) e cores. Trata-se de uma imagem contínua e não

composta de partes (pixels).

Imagens digitais são gravadas como vários números. A imagem é dividida em uma matriz de pequenos

elementos pictóricos (pixels). Cada pixel é representado por um valor numérico. Na reconversão para

imagem analógica esse valor vai corresponder a uma determinada nuance na escala de cinzas.

A principal vantagem das imagens digitais é que podem ser processadas de várias maneiras por sistemas

de computação.

Para serem captadas pelo olho humano as imagens devem ser analógicas. Todos os métodos de imagem

que produzem imagens digitais devem convertê-las para imagens analógicas. Não podemos “ver”

imagens digitais, pois trata-se de uma matriz matemática de números....

Uma imagem digital é uma matriz de pixels. Cada pixel é representado por um valor numérico. O valor

do pixel está relacionado ao brilho (ou cor) que vamos enxergar quando a imagem digital for convertida

em imagem analógica para visualização. Quando visibilizamos uma imagem na tela do computador, por

A imagem analógica é contínua (A). A imagem digital (B) é constutuída de múltiplos “quadrados” ou “retângulos”, que são os pi

A B

exemplo, a relação entre o valor numérico atribuído ao pixel e o brilho exibido, é determinada por

ajustes de ”janela” como iremos discutir depois.

Uma imagem digital é representada no sistema de computação por números em forma de dígitos

binários denominados “bits” (binary digits).

Acima você pode ver a estrutura de uma imagem digital. Primeiro ela é dividida em uma matriz de pixels. Depois cada pixel será representado por uma série de bits. Vamos em seguida discutir os aspectos que afetam o número de pixels em uma imagem e o número de bits por pixel (profundidade da imagem)

Sistemas numéricos: o sistema numérico humano baseia-se em dez dígitos (temos 10 dedos nas mãos...). Acima de dez, cada dígito ocupa uma “casa” – dezena, centena, milhar, etc.... O valor final é a soma dos valores individuais em cada “casa”

Sistema numérico de computadores: representados por um espaço “cheio”e um espaço em branco - dígitos binários (binary digits = bits). Par o computador só existem dois estados: on (passa corrente) / off (não passa corrente)

O esquema ao lado mostra que podemos escrever 10 diferentes dígitos. O

computador diferentemente de nós, codifica..... Faz uma combinação de

códigos para representar cada número – “bolinha cheia”/ “bolinha vazia”

No caso ao lado, só há 2 possibilidades – bola preta (off) / bola branca (on)

No computador há uma limitação - com quatro bits podemos codificar

16 valores

O número de combinações possíveis é dado pela fórmula:

N = - onde N é o número de projeções possíveis e n o número de bits

Para imagens médicas 16 valores são insuficientes, pois quanto maior o número de valores que pudermos codificar, maior será a gama de cinzas – as sutis diferenças entre o preto e o branco – e assim precisamos de mais bits para representar ou codificar cada pixel.

Profundidade da imagem: Número de bits que representa cada pixel na imagem

A imagem ao lado foi reconstruída com 1 bit por pixel - = 2

Só é possível representar preto e branco.... Em termos de contraste para imagens médicas este valor é insuficiente

Esta imagem é uma fatia do encéfalo realizada em um tomógrafo de primeira geração com 8 níveis de cinza - = 8 . Este é um sistema

tão antigo, que nem se usa mais....

Veja agora uma imagem produzida em um tomógrafo de terceira geração com 256 níveis de cinza

= 256

A larga escala de cinza nos permite por exemplo, diferenciar entre as substâncias branca e cinzenta do encéfalo que tem densidades muito próximas

Com 8 bits por pixel teremos 28 = 256 níveis de

cinza o que é o mínimo para imagens médicas

Bits por pixel

O detalhe anatômico depende das dimensões dos pixeis.

Pixeis largos induzem borramento na imagem pois o detalhe anatômico será representado por um

numero menor de pixeis:

Com um bit por pixel obtemos 2 valores (2¹) na

escala de cinzas

Com 4 bits teremos 16 va

Com 8 bits teremos 256 valores ( 2

Níveis de cinza

RECONSTRUÇÃO DE IMAGENS EM TC

Cada porção do feixe de RX (“ cada raio”) atinge um determinado ponto no corpo do paciente e vai

“imprimir” um detector. Este “raio” vai ser atenuado ao atravessar o corpo e fornecerá dados à

memória do computador. Um conjunto de “raios” forma uma vista. Cada volta completa do tubo em

torno do paciente projeta múltiplas vistas. Cada vista produz um perfil ou linha de dados. Cada corte,

com suas múltiplas vistas produz um conjunto de dados que contém informação suficiente para

reconstruir uma imagem. Este processo é diferente nos tomógrafos helicoidais

Aumentando a matriz sem

modificar o FOV, reduz o pixel

e aumenta o detalhe

Detalhe é função da relação entre

matriz e pixel

Matriz quadrada é preferível

isotrópico

Matriz pode ser retangular

O processo de escaneamento define uma fatia do corpo. Cada fatia é subdividida em uma matriz de

vóxels (típicamente 512 x 512). No processo de reconstrução cada fatia será representada por uma

matriz com o mesmo número de pixels (elementos pictóricos ou elementos de imagem) onde o brilho

ou escala de cinza de cada pixel é a representação do coeficiente de atenuação associado a cada vóxel.

� Cada fatia corresponde a uma matriz constituída de voxels até um maximo de 1024 x 1024

(típicamente 512 x 512)

� Cada vóxel é atravessado por inúmeros fótons de RX

� A intensidade de absorção de fótons é lida como coeficiente de atenuação linear – logaritmo da

inten

sidad

e de

sinal

rece

bida

� Cada

imag

em –

cada

fatia

–

será

reco

nstru

Tubo Monitor

Colimador

Detector

conversor

colimador

ída digitalmente em uma matriz de pixels. A cada pixel será atribuído um valor de coeficiente

de atenuação correspondendo ao valor do vóxel associado.

� Essa matriz forma a aimagem digital – matriz numérica e será reconvertida a imagem analógica

que é a que vermos no “Display”(monitor). Nesse processo o coeficiente de atenuação linear

será convertido em brilho na imagem final. Por exemplo,um valor arbitrário,digamos 255 pode

corresponder ao preto e um valor 1 ao branco...

� Como convenção,para não ficar diferente da radiologia convencional, quando a absorção de

fótons é muito intensa (alto coeficiente de atenuação) – osso, por exemplo – a estrutura vai

aparecer branca. Por outro lado, quando a absorção de fótons é mínima, como no ar dos

pulmões, a estrutura aparece preta.

PROJEÇÃO RETRÓGRADA:

A imagem digital consiste de uma matriz de pixels

A reconstrução dos dados se faz através de

algoritmos, entre eles a “filtração retrógrada”

A filtração é o algoritmo de processamento digital

utilizado

O termo “retrógrada” tem a ver com a reconstrução

da imagem

Os dados obtidos produzem não uma

imagem,mas um “mapa” de coeficientes

de atenuação

Este “mapa” é projetado como “listras”

PROJEÇÃO RETRÓGRADA FILTRADA

O tubo girou 90 graus obtendo uma segunda

vista

Esta nova vista com suas “listras” será

projetada sobre a primeira

São necessárias centenas de vistas para obter

uma imagem de alta qualidade

Projeção Retrógrada:

Cada vista vai deixando uma “mancha” na imagem

reconstruída produzindo “borramento”

� As projeções precisam ser filtradas para eliminar o

“borramento”

� Diferentes filtros podem ser aplicados

� Alta resolução

� “Afinamento” (smoothing

moles

ALGUNS CONCEITOS BÁSICOS:

Field of View (FOV) = Campo de visão: corresponde ao campo onde a estrutura a ser

examinada vai estar contida. Por exemplo,para a cabeça precisamos de um campo de visão

menor que para o tórax. O campo de visão deve ser um pouco maior que a estrutura a ser

examinada, a não ser que nosso objetivo seja estudar apenas uma parte da estrutura. Se

quisermos estudar a sela túrcica, poderemos reduzir o campo de 20 cm utilizado habitualmente

para o encéfalo, para 16cm, por exemplo.

Se a anatomia é maior que o FOV, pode ocorrer o artefato de truncação nas margens - a

periferia do objeto não é lida corretamente e aparece branca.

Vóxel (unidade elementar de volume): o computador só pode ler informações de dígitos

binários porisso o escaneamento produz uma matriz de vóxels para cada fatia. O computador

não pode “fotografar” um pulmão. Tem que construir uma grade constituída de cubos que se

chama matriz de vóxels para representá-lo. Cada vóxel tem uma altura, um determinado

comprimento e uma largura que corresponde à espessura de corte que selecionamos no

protocolo. Nessa grande grade,cada cubo estará associado a um valor de coeficientes de

atenuação, correspondendo aos tecidos do corpo que ele representa.

As dimensões do vóxel são calculadas pela fórmula:

FOV / Matriz x Espessura de corte

Por exemplo, em um exame de crânio temos FOV = 20 cm , matriz de 320 x 320mm e

espessura de corte de 5 mm

200mm / 320mm x 2 = 1.25 mm³

Então neste caso termo um vóxel de 1.25 mm³

O vóxel ideal é cúbico – com as mesmas medidas em suas 3 dimensões, dito vóxel isotrópico.

Propicia maior detalhe na imagem. É fundamental para imagens de alta resolução como por

exemplo ouvido, ou quando queremos realizar reformações multiplanares ou 3D. No caso

acima teríamos voxel isotrópico se a espessura de corte fosse 1.25

Pixel (unidade pictórica elementar): representação bidimensional do vóxel – o pixel não tem a

terceira dimensão (espessura do corte). A dimensão do pixel é calculada dividindo o valor do

FOV pela MATRIZ.

Como exemplo: com MATRIZ de 512 e FOV de 35 obteremos pixel de 0.7 mm

Sinal analógico: Valor físico que varia continuamente no tempo e/ou no espaço

� O fenômeno físico que estimula os sentidos humanos pode ser medido por sensores, que

transformam a variável física que é capturada numa outra variável física medida, geralmente

uma tensão ou uma corrente elétrica (sinal)

� Se o sinal for contínuo, diz-se que é análogo à variável física medida, isto é, diz-se que é um

sinal analógico.

� O sinal analógico é produzido por um microfone:

� detecta a variação da pressão do ar e transforma numa medida.

� a medida toma a forma de uma corrente elétrica ou de tensão elétrica

Pixel = FOV /MATRIZ

Sinal digital: Sequência de valores codificados em formato binário, dependentes do tempo ou

do espaço, resultante da transformação de um sinal analógico

Codificação:

� Associação de um grupo de dígitos binários - código - a cada um dos valores quantificados.

� Associar um código binário a cada um dos níveis de quantização

� 4 níveis de quantização:

� binário 00 ao nível N1

� binário 01 ao nível N2

� binário 10 ao nível N3

� binário 11 ao nível N4

� O sinal codificado resultante corresponde ao sinal digital e obtém-se juntando todos os códigos

pela ordem de ocorrência das amostras quantificadas: 1111100011101111110101.

Processamento digital:

� Grande variedade de algoritmos de processamento dos dados

� Universalidade da representação (multimídia)

� > maior discriminação (detectores )

� � do ruído - 1/10 do da radiografia

� Aumenta o sinal

� Livre de erros

� A imagem nunca é IDÊNTICA ao original

PARÂMETROS QUE PODEMOS MODIFICAR:

Kv, mAs,tempo, espessura de corte, FOV, matriz, pitch (helicoidal), filtro (osso,partes moles), modo

de aquisição (seqüencial ou helicoidal)

VISIBILIZAÇÃO DAS IMAGENS:

O olho humano não pode distinguir os 4000 valores da escala de cinza. Uma única foto não é capaz

de fornecer todas as informações necessárias. O computador disponibiliza o recurso de Janela e

Centro – variações do nível de brilho e contraste – possibilitando a visibilização otimizada para cada

tecido do corpo.

JANELA: define a extensão de níveis de cinza que me interessa para ver uma determinada parte do

corpo. A largura de janela define os limites superior e inferior da Escala de Hounsfield que me

interessam.

JANELA Coeficientes de Atenuação Escala deCinza

JANELA

CENTRO

TECIDOS

AGUA

TEC. MOLES

GORDURA

AR

OSSO

� Janela “aberta” – mostra a maioria das estruturas

� Janela “fechada” - seleciona menos estruturas mas fornece mais detalhe e aumenta

o contraste

CENTRO ( LEVEL):

� Ajusta o centro da janela e é o centro da EH

� Nível alto: para visibilizar tecidos densos

� Nível baixo: para visibilizar tecidos de baixa densidade

Aqui a JANELA 1000 me dá variações de 500 UH

acima e abaixo do CENTRO -700

Aqui a JANELA 500 me dá variações de 250 UH acima

e abaixo do CENTRO 50

DOSE EM TC:

Conceitos básicos:

Dose absorvida (D): O efeito deletério das radiações está relacionado a quantidade de energia (em

Joules) transferida ao tecido por unidade de massa (kg). A razão entre a energia E (Joules) depositada

em uma massa m (kg) de tecido é denominada Dose Absorvida, simbolizada por D. Expressa a energia

média depositada em um determinado órgão. Tem no Sistema Internacional de Pesos e Medidas a

dimensão Joules/Kg, que corresponde ao Gray.

D = E / m

1 Gy = 1 J/Kg

A unidade antiga era o RAD (Radiation Absorbed Dose)

100 Rad = 1 Gy

Equivalente de dose (H): diferentes tipos de radiação produzem efeitos biológicos diversos. O conceito

de Equivalência de dose considera a média de dose depositada em um determinado órgão multiplicada

por um fator de peso relativo ao tipo de energia incidente. É expressa em Sieverts (Sv).

H = D.Q

1Sv = 1 J/Kg

Q é o fator de ponderação (peso) ou fator de qualidade de cada tipo de radiação. P ara os RX, raios X,

raios γ e elétrons, o Q= 1

Para RX: D=H

Dose Efetiva (H): também denominada Dose Equivalente de Corpo Inteiro, é média ponderada das

doses equivalentes de todos os tecidos e órgãos.

H = ∑ T. wT . HT

Onde W é o fator de peso de cada órgão e H a dose efetiva. Os valores de W dependem da sensibilidade

do órgão.

As doses aos tecidos na tomografia computadorizada, entre 10 e 100 mSievert estão no limite

conhecido para o aumento de probabilidade de câncer e, portanto, precisam ser minimizadas.

Na Terra, a radiação que nos atinge normalmente é de 360 milirem/ano (3,6 mili sievert/ano). No

sistema internacional de medidas, a dose é medida em gray (Gy) e 100 rad=1 Gy. O limite de dose

equivalente para a população em geral é de 0,1 rem/ano (1 mSv/ano). O limite para trabalhadores

ocupacionalmente expostos é de 2 rem/ano (20 mSv/ano).

JANELA e CENTRO para tecidos moles em A

tumor meníngeo. Em B, com janela e centro para tecido

ósseo, podemos visibilizar erosão da calota craniana

A B

Em qualquer aquisição de TC, para um potencial de tubo e espessura de corte constantes, a dose de

radiação no paciente varia proporcionalmente com a carga transportável (mAs) selecionada pelo

operador. A escolha do mAs também determina a quantidade de ruído na imagem e o aquecimento no

tubo de raios X.

A Portaria 453/98 do Ministério da Saúde apresenta níveis de referência para TC em paciente adulto

típico apenas nos exames de crânio, coluna lombar e abdome. Os valores de MSAD (medida

comparativa da dose média em múltiplos cortes) para crânio e abdome, são de, respectivamente, 50 e

25 mGy. Já o guia europeu apresenta níveis de referência para muitos exames, e os valores para crânio,

abdome e tórax são de 60, 35 e 30 mGy, respectivamente. Através das medidas realizadas conclui-se

que os exames de rotina podem ser realizados com valores abaixo dos apresentados. Tanto na Portaria

453/98 quanto no guia europeu não são referenciados valores de MSAD para pacientes pediátricos, mas

através da redução nas técnicas propostas, estes podem ser mantidos muito abaixo em relação aos

níveis considerados para adultos. Um nível de ruído levemente maior não impede que o diagnóstico seja

feito, mantendo-se, assim, a dose de radiação tão baixa quanto razoavelmente exeqüível (princípio

ALARA) e desgastando menos o tubo de raios X.

Referencias:

http://www.sprawls.org

http://www.medcyclopaedia.com

http://www.impactscan.org

http://w3.palmer.edu/russell.wilson/LC232_X-

ray_%20Principles_%20and_%20Physics%20_Lab/PowerPoint/new_page_1.htm

John R. Haaga MD, CT and MRI of the Whole Body. 5ª Edição. 2009 . Ed. Mosby/Elsevier