Aula Tomografia

Princpios Fsicos de Tomografia

Computadorizada

Prof. Dr. Charlie Antoni Miquelin

Limitaes da Radiografia e Tomografia Geomtrica

A base da tcnica que utiliza os raios X no diagnstico por imagem a mesma.

Os raios X passam atravs do corpo do paciente, sendo absorvidos pelos diferentes tipos de tecidos.

Essa absoro diferenciada dos tecidos do paciente pode ser gravada em um filme ou em um sistema de detetores.

Vejamos as limitaes tanto para o mtodo radiogrfico convencional, quanto para a tomografia.


Limitaes da Radiografia

O maior problema da radiografia consiste na superposio de estruturas no filme ou sensor, o que dificulta ou as vezes torna impossvel o diagnstico atravs destas imagens, principalmente de detalhes.

Isto especialmente notvel quando estruturas diferem muito pouco entre si em termos de densidade, como no caso de alguns tumores e seus tecidos adjacentes.

Embora radiografias laterais ou obliquas ajudem na visualizao o problema da superposio persiste.

tubo de raios X

objeto

radiografia

tumor


Limitaes da Radiografia

Uma segunda limitao que a radiografia um procedimento mais qualitativo do que quantitativo.

Isto dificulta a distino entre objetos homogneos de espessuras no uniformes e objetos heterogneos de espessuras uniformes.

A questo da superposio das estruturas comeou a ser melhorada com a tomografia geomtrica.

tubo de raios X

objeto com mesma espessuracomposto de diferentes materiais

Branco

Osso TecidoMole Ar

objeto com espessuras diferentescomposto do mesmo material

Tons de Cinza

Preto Branco Tons de Cinza

Preto

Radiografias


Limitaes da Tomografia Geomtrica

Mesmo com a tomografia geomtrica as imagens ainda possuam problemas de borramento e degradao do contraste devido a radiao espalhada e a outros problemas do uso do sistema tela-filme.

Tanto a tomografia geomtrica quanto a radiografia falham em mostrar adequadamente as sutis diferenas em contrastes caractersticas dos tecidos moles.

O sistema tela filme tem a capacidade de distinguir diferenas de densidade entre 5 e 10% apenas.

A radiografia e tomografia geomtrica no tinham a capacidade de produzir imagens que evidenciassem pequenas variaes de densidade dos tecidos.

tubo de raios X

objeto

radiografia

tumor


Entrando na Tomografia Computadorizada (TC)

Uma grande diferena entre os mtodos anteriores e a TC justamente superar as dificuldades existentes por estes mtodos.

Mnima superposio de estruturas, excelente contraste das imagens e capacidade de distinguir estruturas de densidades muito prximas.

A metodologia bsica para a obteno das melhorias descritas acima pode ser visto na figura ao lado.

tubo de raios XDetetor

Um feixe de raios X transmitido atravs de uma seo transversal do paciente, o que diminui o problema da superposio de estruturas acima e abaixo da irradiada.

O feixe altamente colimado de forma que apenas uma pequena espessura de seo transversal seja irradiada, o que minimiza a radiao espalhada.

Quando o raios X atravessar o paciente ser coletado por um detetor na posio oposta ao tubo de raios X. O detetor sensvel o suficiente para detectar pequenas variaes de sinal.


Princpios Fsicos de TC

A TC pode ser compreendida em termos dos princpios fsicos e tecnolgicos que a constituem.

Os princpios fsicos envolvem os fenmenos fsicos e a matemtica atrs deles para o entendimento de como a imagem formada.

A parte tecnolgica diz respeito a implementao dos conceitos cientficos e princpios de engenharia, tais como a construo do equipamento e a parte de cincia da computao utilizada.

Os princpios fsicos podem ser divididos em trs processos: Aquisio de Dados, Processamento dos Dados e Visualizao, Armazenamento e Documentao das Imagens. Passaremos a descrever estes processos.


1 - Aquisio de Dados em TCA aquisio de dados se refere ao tipo de sistema de coleta das informaes provenientes do paciente.Existem dois mtodos de aquisio: aquisio de dados corte a corte (slice-by-slice) e a aquisio de dados por volume.No sistema corte a corte os dados so coletados pelo movimento acoplado do tubo de raios X e dos detetores em uma nica rotao (coincidente com corte anatmico) em torno do paciente. O sistema ento pra, e a mesa move o paciente para a nova regio a ser irradiada (corte). Este processo continua at que todos os cortes correspondentes a regio anatmica a ser examinada tenha seus dados adquiridos.Na aquisio de dados por volume o movimento acoplado do tubo e dos detetores contnuo enquanto a mesa move o paciente at que todo um volume a ser examinado tenha seus dados coletados.


Aquisio de Dados em TCO primeiro passo na aquisio de dados a chamado varredura, quando so coletados pelos detectores as medidas da radiao transmitida em torno do paciente. So as chamadas views (perfil de atenuao em determinado ngulo).Como resultado desta coleta valores chamados de transmisso relativa (TR) ou medidas de atenuao podem ser calculados:

Os valores da transmisso relativa so ento enviados para o computador e armazenados como dados brutos.Um nmero muito grande de medidas de transmisso so necessrios para a construo da imagem de transmisso, em geral so coletadas muitas centenas de views.Cada view composta por uma quantidade de raios coletados e a transmisso total para cada varredura dada pela equao:

TR = intensidade dos raios X na fonte (Io )intensidade dos raios X nos detetores (I)

Nmero total de medidasde Transmisso = Nmero de views nmero de raios X em cada view

para o computador

Leituras de atenuao

detetores


Aquisio de Dados em TC

O problema a ser resolvido em TC determinar a atenuao dos tecidos em cada milmetro do corpo do paciente. Estes valores que sero usados na construo da imagem de uma seo deste paciente.A soluo deste problema envolve fsica, matemtica e computao em nveis bem mais avanados do que abordaremos. A abordagem de nosso estudo ser a suficiente para domnio da tecnologia da TC que permita interferir nos processos de aquisio de dados e processamento das imagens de modo a garantir exames diagnsticos de qualidade e baixas doses.O entendimento do processo de atenuao da radiao importante na construo da imagens em TC.A atenuao a reduo da intensidade de um feixe de radiao que atravesse alguma estrutura. Neste fenmeno, parte dos ftons so absorvidos, parte dos ftons so espalhados e ainda outra parte transmitida atravs da estrutura, sem nenhum tipo de interao.A atenuao em geral depende do nmero de eltrons por grama, nmero atmico, densidade do tecido e da energia utilizada no processo.


Aquisio de Dados em TC

Adicionalmente existem dois tipos de feixes de radiao (homogneno e heterogneo) e entender sua diferena colaborar para melhor compreenso da construo da imagem em TC.Na TC a atenuao depende da densidade atmica efetiva (no atomos/volume), o nmero atmico (Z) do material absorvedor e da energia do fton.Em um feixe homogneo (monoenergtico), todos os ftons possuem a mesma energia, diferente do heterogneo (polienergtico) onde os ftons possuem diferentes energias.Na sua primeira tentativa Hounsfield usou um feixe homogneo (Amrcio-241), por que este tipo de feixe satisfaz de maneira simples a Lei de Beer-Lambert, onde I e a intensidade transmitida, Io a intensidade original, x a espessura do objeto, e a constante de Euler e o coeficiente de atenuao linear em cm-1:

I = I0 ex


Aquisio de Dados em TCNeste caso para encontrar o valor de e resolver o problema em TC, basta resolver a equao anterior.Em TC os valores de I e Io so conhecidos e a espessura de x pode ser estimada de modo que possvel calcular o valor de .

I = I0 exII0

= ex

ln II0

= x

ln I0I

= x

= 1x lnI0I

k k k

L L L L

z z z1 cm

1000ftons800ftons 640ftons 512ftons 410ftons

- 20% - 20% - 20% - 20%

88 keV 88 keV 88 keV 88 keV

Feixe Homogneo ou Monoenergtico


Aquisio de Dados em TCQuando Hounsfield comeou seus experimentos ele utilizou uma fonte de radiao gama por ter um feixe homogneo, mas devido a baixa intensidade de ftons ele a substituiu por um tubo de raios X.

Entretanto o feixe gerado por um tubo de raios X polienergtico, isto , constitudo pode ftons de vrias diferentes energias e sua atenuao diferente do feixe homogneo, o que levou Hounsfield a fazer vrias modificaes e ajustes para o clculo de .

k k k

L L L L

z z z1 cm

1000ftons650ftons 474ftons 365ftons 288ftons

- 35% - 27% - 23% - 21%

40 keV 47 keV 52 keV 55 keV 57 keV

Feixe Heterogneo ou Polienergtico

Endurecimento do Feixe


Aquisio de Dados em TCA equao de Beer-Lambert s pode ser aplicada diretamente para feixes homogneos.Para feixes heterogneos como na TC necessrio fazer algumas aproximaes para satisfazer a equao de Beer-Lambert.A primeira aproximao relativa ao espalhamento e absoro da radiao. Os raios X podem ser atenuados pelo efeito fotoeltrico ou atenuados e espalhados pelo efeito Compton, de modo que a atenuao total passar a ser:

I = I0 e(p+c )xO efeito fotoeltrico ocorre principalmente em tecidos com alto nmero atmico (osso, meio de contraste) e pouco em tecidos de baixo Z. J o efeito Compton ocorre nos tecidos moles e diferenas de densidade resultam em diferentes interaes Compton.Adicionalmente, o efeito fotoeltrico depende da energia do feixe, mas para o efeito Compton esta dependncia menos predominante. Mesmo a equao acima s pode ser aplicada para feixes homogneos.


Aquisio de Dados em TCJ que em feixes heterogneos h uma variao do nmero de ftons ao longo do endurecimento do feixe, melhor trabalhar com esta quantidade do que a intensidade.Passamos a chamar de N o nmero de ftons que atravessam um tecido durante uma aquisio de dados (varredura):

E fazendo a considerao de que em um corte de tecido do paciente por onde passa a radiao no composta por uma nica substncia, o corte pode ser considerado como composto por vrios blocos de diferentes coeficientes de atenuao.

N = N0 e(p+c )x

No N1 2 3 4 5 6 n...

N = N0 e(1+2+3+4+5+ ... +2 ) x


2 - Processamento dos Dados em TCO processamento dos dados constitudo essencialmente de princpios matemticos realizados por sistemas computacionais e pode ser dividido em trs etapas.

Primeiro os dados brutos enviados pelo sistema de deteco so submetidos a um pr-processamento, no qual so feitas correes e reformatao nos dados recebidos. Este pr-processamento necessrio para facilitar e dar velocidade ao prximo passo.Na etapa de construo da imagem os dados das atenuaes passam pelo algoritmo que ir construir a imagem digital que ser caracterizada pelos chamados nmeros TC ou nmeros Hounsfield.A converso das leituras de atenuao em uma imagem de TC um processo obtido atravs de procedimentos matemticos chamados de tcnicas de reconstruo ou algoritmos de reconstruo. As mais comuns so a retroprojeo simples, mtodo iterativo e mtodo analtico. O passo final o armazenamento da imagem digital construda na memria ou em disco.

Pr-Processamento dos Dados Brutos

Construo da Imagem

Armazenamento da Imagem


Processamento dos Dados em TCNmeros TC

Na imagem digital construda, cada pixel ter um valor chamado nmero TC. Ele est relacionado ao coeficiente de atenuao linear dos tecidos que compe um corte.

K o fator de contraste ou de escala. No primeiro equipamento da EMI seu valor era 500 o que significava que cada nmero CT correspondia a 0,2% do total da escala. Neste caso a escala era conhecida como escala EMI.Mais tarde a constante foi dobrada e com o valor de K sendo 1000 a escala ficou conhecida como escala Hounsfield (Hu). Com esta escala cada nmero TC passa a corresponder a 0,1% da escala, o que significa ficar mais prximo das variaes dos valores de .

Resultadoda varredura

Imagem Digital

Construo da imagem

Leitura de atenuao Nmero TC

Coeficientes de Atenuao Linear de vrias partes do corpo*

Coeficientes de Atenuao Linear de vrias partes do corpo*

Tecidos (cm-1)Ossos 0,528Sangue 0,208

Matria Cinzenta 0,212Matria Branca 0,213Fluido Crebro

Espinhal 0,207

gua 0,206Gordura 0,185

Ar 0,0004* para 60 keV* para 60 keV

TC = tecido guagua

K


Processamento dos Dados em TCNmeros TC

J que foi estabelecido com base na atenuao da gua, o nmero TC da gua ser sempre zero, no importando a escala. Atualmente a escala varia de de -1000 at 3095.

O computador calcula os nmeros TC, que podem ser mostrados como nmeros, mas s fazem sentido quando forem convertidos para uma escala de cores.

ossos/calcificao

sangue congelado

matria cinzenta

matria branca

sangue

gua

gordura

ar


Processamento dos Dados em TCTC e Dependncia da Energia

O coeficiente de atenuao linear afetado por vrios fatores incluindo a energia da radiao incidente.Por exemplo o da gua em 60, 84 e 122 keV so 0.286, 0.180 e 0.166 respectivamente. Isto mostra claramente que o afetado pela variao da energia do feixe, o que por sua vez tambm afeta os valores dos nmeros TC por que so calculados com base na j vista equao de Beer-Lambert.

No equipamento TC original, os nmeros TC eram calculados com base em 73 keV, que a energia efetiva de um feixe de 230 kVp aps atravessar 27 cm de gua. Em TC alta energia utilizada (em torno de 120 keV) para reduzir a dependncia do com a energia dos ftons, para reduzir o contraste entre osso e tecidos moles e para se obter um alto fluxo de radiao nos detetores.Estes fatores so importantes para garantir uma excelente resposta nos detetores, reduzindo artefatos causados pelas mudanas de espessura no crnio que podem esconder pequenas mudanas nos dos tecidos moles e minimizar artefatos resultantes do endurecimento do feixe.

ln I0 I( ) = (E, x) dx


Visualizao da Imagem em TCA terceira e final etapa da TC envolve a visualizao, armazenamento e documentao.Depois de construda a imagem digital na sua representao numrica precisa de uma converso para um mapa de cores para que possa ser visualizada e ter significado para o observador. O mais comum em imagens mdicas a utilizao de um mapa de cores em tons de cinza. Em termos de visualizao da imagem digital e manipulao de sua escala de cores o mais comum a utilizao de monitores especiais (que possam ter sua qualidade controlada) para garantir a qualidade do diagnstico. A resoluo um importante parmetro no monitor e esta relacionado ao tamanho da matriz de pixels ou tamanho mximo da matriz que pode ser visualizada neste monitor. Hoje os monitores tem capacidades de mostrar matrizes de at 4096 x 4096.A faixa de nmeros TC utilizada para mostrar uma imagem em TC chamado de largura da janela ou WW (ex: -1000 a 1000 total de 2000 nmeros) e o centro desta janela chamado de nvel da janela ou WL. Estes parmetros de visualizao podem ser modificados no console de processamento das imagens do equipamento.


Visualizao da Imagem em TCCom uma WW de 2000 e um WL em 0, toda a escala de tons de cinza mostrada no monitor e a capacidade de perceber pequenas diferenas de atenuao no tecido mole no ser possvel, j que os olhos humanos podem perceber at cerca de 40 diferentes tons de cinza.O processo de modificao da relao entre os nmeros TC e escala de tons de cinza chamada janelamento.


Visualizao da Imagem em TCO formato da imagem em TC escolhido pelo operador antes do exame e depende da anatomia do estudo a ser realizado. O operador seleciona o campo de viso (FOV) ou circulo de reconstruo, que a regio circular na qual o as medidas de transmisso sero gravadas durante a varredura. Esta regio conhecida como scan FOV, FOV de varredura, SFOV ou simplesmente FOV.Durante a coleta de dados e construo da imagem, a matriz colocada sobre o FOV para cobrir o corte a ser feita a imagem.Como o corte a ser coletado os dados possui uma dimenso de profundidade , os pixels passam a ser um voxel ou elemento de volume. A radiao passa ento por cada voxel e o numero TC ento gerado para cada pixel mostrado na imagem.O display FOV, DFOV ou FOV de visualizao pode ser igual ou menor do que o scan FOV. O DFOV corresponde a regio do SFOV que ser utilizada na construo da imagem, relacionada com o tamanho do pixel e da matriz escolhidas. O tamanho do pixel pode ser calculado a partir do SFOV:

Tamanho do pixel (d) = SFOV/tamanho da matrizPara um SFOV de 25 cm e uma matriz de 512 x 512, d = 0,5 mm.


Visualizao da Imagem em TCOs tamanhos de pixel podem variar entre 0,1 e 10 mm e a espessura do voxel entre 1 e 10 mm, relacionada tambm a espessura do corte.Cada pixel em TC pode ser visualizado com qualquer um dos valores da escala de tons de cinza escolhidas. As imagens podem possuir desde 256 (28), 512 (29), 1024 (210), 2048 (211) ou at 4096 (212) tons de cinza.Por estes nmeros serem representados como bits, a imagem em TC pode ser caracterizada pelo nmero de bits por pixel, ento a imagem em TC pode ter 8, 9, 10, 11 ou at 12 bits por pixel. Este parmetro muitas vezes chamado de profundidade de bits. Os monitores para visualizao desta imagens devem possui esta mesma capacidade de reproduo dos tons de cinza por pixel.

1 bit (21) 2 bits (22) 3 bits (23) 4 bits (24)


Consideraes TecnolgicasProduzir imagens de alta qualidade, com a menor quantidade de dose de radiao possvel e o mnimo de desconforto para o paciente.Estas condies somente sero atingidas dependendo das tecnologias utilizadas no sistema de TC, o que influenciar na performance deste equipamento. Ao conjunto destas tecnologias alguns autores do o nome de design.A tecnologia por trs do equipamento de TC envolve um grande nmero de subsistemas. O entendimento de seus principais subsistemas necessrio para se extrair o melhor da mquina.


Fluxo de dados no equipamentoOs subsistemas mencionados incluem o tubo de raios X, a fonte de energia, o sistema de refrigerao, a geometria do feixe, os detetores, a eletrnica dos detetores, pr-processadores, computador principal com acesso rpido de memria, processadores matriciais de alta velocidade, processadores de imagens, armazenamento, monitor e sistemas de controle.O fluxo de dados pode ser sintetizado abaixo.

Ajuste dos parmetros de

varredura

O tubo de raios X gira em torno do paciente para

a coleta dos dados brutos

Os feixes transmitidos e de referncia so

convertidos em sinais de corrente eltrica

Amplificao logartmica

Pr-processamento dos dados, incluindo

subtrao dos valores de referencia dos

detetores

Os dados brutos reformatados so

corrigidos por softwares no computador

A convoluo realizada nos dados

O algoritmo de reconstruo de retro-projeo constri a imagem

das estruturas internasA imagem visualizada e

armazenada


1. O tubo de raios X (e os detetores no caso do sistema ser acoplado) gira em torno do paciente que foi posicionado na abertura do gantry para a realizao do exame. Esta etapa caracterizada pela geometria do feixe e o mtodo de varredura e envolve a passagem de raios X atravs do paciente. Os raios X so extremamente colimados por colimadores pr-pacientes.

2. Parte da radiao atenuada e parte passa atravs do paciente. Os ftons (feixe de referncia) na sada do tubo do medidos pelo detetor de referncia e os ftons transmitidos (feixe transmitido) atravs do paciente so medidos pelos detetores acoplados ao movimento do tubo de raios X.

3. O feixe transmitido e o feixe de referncia so convertidos em sinais eltricos e amplificados por circuitos especiais. Aps isto a amplificao logartmica feita, na qual as leituras de transmisses relativas so calculadas.

4. Antes de ser enviados ao computador os dados at ento analgico so convertidos para a forma digital pelo CAD.

Sequncia de EventosProf. Dr. Charlie Antoni Miquelin

5. O processamento dos dados iniciado, os dados passam por um pr-processamento que inclui correes e reformataes. Algumas destas correes incluem a subtrao do sinal de atenuao do ar (gantry vazio) para normalizar os dados de atenuao (controle de qualidade dos detetores). Aps isto os dados so considerados dados brutos reformatados.

6. A convoluo realizada nos dados por processadores matriciais.7. O algoritmo de reconstruo de retro-projeo utiliza os dados convoludos

para a construo da imagem das estruturas internas que foram examinadas.8. A imagem construda pode ser visualizada, gravada ou impressa.9. Os processadores dedicados para as imagens j construdas permitem que o

operador execute vrias modificaes nestas imagens, como o janelamento.

Sequncia de EventosProf. Dr. Charlie Antoni Miquelin

Vantagens da TCA principal vantagem da TC reside no fato de ter superado as limitaes da radiologia convencional e da tomografia geomtrica. Quando comparadas com estes mtodos a TC oferece as seguintes vantagens:

1. Excelente resoluo de baixo contraste devido ao feixe altamente colimado ser utilizado para fazer a imagem de uma seo do paciente e pelo fato de detetores especiais serem utilizados na medida da radiao transmitida.

2. Pela alterao dos valores de WW e WL no janelamento a escala de contraste da imagem pode ser modificada para satisfazer as necessidades do radiologista.

3. Com a aquisio helicoidal possvel adquirir os dados necessrios em uma nica respirao, melhorando a qualidade das imagens 3D, reformataes multiplanares (MIP) e outras aplicaes como a produo de imagens contnuas, Angio TC e Endoscopia com TC.

4. Novas tecnologias em TC melhoram a modalidade como TC quantitativa (densitometria ssea), TC dinmico (estudos fisiolgicos), TC de perfuso e TC de alta resoluo. A TC pode ser utilizada para colaborar no planejamento radioterpico.

5. Devido a natureza digital da TC, todos os processamentos digitais podem ser utilizados, pr, durante e ps construo da imagem.


Desvantagens da TC

A tomografia tambm possui desvantagens, quando comparada a radiologia convencional e a tomografia geomtrica:

1. A resoluo espacial menor que em outros mtodos.2. A dose em geral muitas vezes superior para mesmas regies

anatmicas.3. Dificuldade de produzir imagens de qualidade me certas regies

anatmicas rodeadas por grandes quantidades de ossos, tais como a fossa posterior, coluna, pituitria e espao intrapetroso.

4. A presena de objetos metlicos no paciente produz artefatos do tipo estrela nas imagens.

Todos estas limitaes tem estudos em curso a fim de diminuir ou retir-las por completo do mtodo.


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