Maria Margarida Ribeiro 2012
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Maria Margarida Ribeiro 2012
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Maria Margarida Ribeiro
2012
Neuroradiologia de Diagnóstico
Radiologia Convencional
Tomografia Computorizada Angio TC
Ressonância Magnética Angio RM
Neuroradiologia de Intervenção
Angiografia de subtracção Digital Diag. ou Terap. Endovascular
Mielografia
biópsia
Situação Clínica
Acessibilidade
Sensibilidade
Especificidade
Outros factores…
Tomografia Computorizada
Tomografia Axial Computorizada
Tomografia Assistida por Computador
TCTOMOGRAFIA
COMPUTORIZADA
Componentes internos da Gantry
Ampola de RX Sistema de refrigeração
DETECTORES
Tomo Secção
GrafiaEscrever
Gravar
RegistarReconstrução de uma imagem num computador através de
algoritmos matemáticos, produzida a partir de conjuntos de
medições radiográficas precisas a múltiplos níveis de um mesmo
ponto do organismo.
O propósito da TC é
calcular os
Coeficientes de
Atenuação Linear (µ)
do feixe de raio x, em
cada ponto duma
secção do corpo , a
partir do conjunto de
projecções obtidas, de
diferentes ângulos, à
volta do doente.
A Tomografia Linear
ou pluridireccional
era a única forma
de solucionar a
presença da das
densidades na
terceira dimensão
coronal
axial
A radiografia convencional possui a limitação
inerente a ser uma representação
bidimensional de estruturas tridimensionais
A TC representa a evolução lógica e natural
da imagem radiográfica convencional,
utilizando a Radiação X
Os equipamentos de TC começaram a ser desenvolvidos pelos
engenheiros físicos cerca de 20 anos antes de serem utilizados
com fins médicos.
1939 – Watson, um técnico de radiologia britânico idealizou
pela primeira vez um tomógrafo axial transverso.
1971 – É instalado o 1º protótipo de TC
1974 – O EMI Mark 1 comercializa o 1º. equipamento de TC –
tempo de aquisição de 5mn por imagem e matriz de 80x80
pixeis.
1974 – apareceu o primeiro aparelho comercial
Usado em estudos de cranio
Água e óleo para o sistema de refrigeração
80 x 80 de matriz
4 minutos por cada rotação
1 imagem por cada rotação
8 niveis de cinzento
Reconstrução nocturna das imagens
Circa 1975, in the early
days of the CT scan.
A present-day scan,
showing a six-fold
increase in detail
(images courtesy Siemens Medical Systems and Imaginis.com)
Original
"Siretom"
dedicated
head CT
scanner, circa
1974
1973 – Artigo publicado no British Journal of Radiology vol. 46 pp:1016-1022 é descrito por Godfrey Hounsfield, investigador noslaboratórios da EMI que a TC consiste na reconstrução por processoscomputorizados dos dados obtidos mediante varrimentos sucessivos deuma mesma região do corpo humano
1979 Hounsfield e Cormak recebem o prémio Nobel da Física e da
Medicina.
1989 – Introdução TC Espiral ou Helicoidal
1998 – Aparecimento de equipamentos de TC, de Tecnologia multidetectores ou multicorte
2004 – 64 detectores
1024 x 1024 matriz
0.33s por cada rotação da ampola
64 imagens por rotação
0.4mm espessura de corte
20 imagens reconstruidas por segundo
As gerações de equipamentos de TC, são
função da sua evolução e aperfeiçoamento
Tecnológico ao longo do tempo.
As classificações por ordem crescente,
prendem-se com as diferenças existentes
sobretudo nas relações dos movimentos da
ampola, detectores e mesa.
Não existe unanimidade entre os
diferentes autores nestas classificações.
1ª Geração – 1972
Um único Detector
Movimento Rotação – Translação da ampola
Movimento de Rotação de 1º, seguido e um
movimento de Translação da ampola e detector
Feixe paralelo
Espessura do corte 8 – 13 mm
1 exame 30 mn para ser adquirido
Abertura da gantry cerca de 24 cm
Características da TC Helicoidal:
Maior rapidez na reconstrução de imagem (real time )
Maior rapidez na aquisição de imagem
Melhor resolução de contraste
Possibilidade de obtenção de melhores imagens numa apneia
Possibilidade de estudos vasculares em várias fases
Maior resolução espacial
Maior ruído
Possibilidade de reconstruções multiplanares (MPR)
Possibilidade de projecções 3D (MIP)
Reconstruções em Shaded Surface Display (SSD)
7ª Geração – 1998 Sistemas Multidetectores ou MulticorteRotação contínua do sistema ampola/detectores com avanço contínuo e simultâneo da mesa
Detectores dispostos em várias filas – possibilita um maior número de cortes por cada rotação.
Possibilidade de utilização em clínica de 64 detectores
Espessura ou colimação mínima de corte é de 0,5 mm
Modo aquisição pode ser helicoidal, corte a corte com ou sem avanço
da mesa
Reconstrução em tempo real
Sistemas Multidetectores
Cada feixe que chega ao detector é uma medida da
energia transmitida através do seguinte percurso:
Contraste da imagem
O μ vai diferir de acordo
com o tipo de tecido
I - II + I
C=
Contraste da imagem / contraste de um objecto
Em condições ideais : não considerando a radiação dispersa;feixe de radiação monoenergético e flutuações associadas àatenuação dos tecidos
I - II + I
C obj =
Reconstrução da Imagem
O número de projecções feitas, a partir dos diversosângulos na rotação de 360º da ampola, dá-nos os valoresdensitométricos dessa secção do objecto
A imagem em TC é constituída por um conjunto decélulas Pixeis, cujo conjunto se designa por matriz dedensidades.
É uma imagem digital dividida em elementos de área e ovalor correspondente a cada elemento (pixel) traduz umvalor que será convertido numa tonalidade da escala decinzentos.
Reconstrução da Imagem
MatrizNumero de pontos (pixeis) que a reconstrução da imagemconterá (3402, 5122,7682,10242)< matriz- espaço em arquivo ao armazenar,+ rápida a reconstrução- número de pixeis< menor a qualidade de imagem.
Pixel
Perfil de densidades e resposta na imagem
chumbo
Sulfato De bário
osso
músculo
sangue
fígado
água
lipidios
gordura
ar
radiopaco radiotransparente
Reconstrução da Imagem
O píxel numa imagem de TC é a mais pequena unidade (Picture element) e é igual à razão entre o “FOV” e adimensão da matriz:
Pixel = FOV/ matriz
Matriz é uma tabela de elementos agrupados em colunas horizontais everticais num sistema bidimensional. Cada elemento da matriz écaracterizado por um valor numérico bem como pela sua posição e situa-se num sistema de eixos (X;Y) - pixel.
O píxel é função dum valor que lhe é característico e proporcional ao seubrilho no monitor e à sua densidade na película.
Reconstrução da Imagem
Pixel – está relacionado com
os coeficientes de atenuação
Reconstrução da Imagem
Voxel – é a unidade de volume da imagem TC e está
relacionado com a espessura do corte efectuado. Esteparâmetro representa a terceira dimensão (X;Y;Z)
Uma imagem CT 2D corresponde a um secção do paciente(3D)
A espessura dessa“fatia” é de 0,3 a 10 mm Aproximadamente
uniforme
Cada pixel daimagem 2D corresponte a um elemento de volume (voxel) do paciente
Números TC
Os valores numéricos correspondentes a cada píxel dizemrespeito a uma range de números de TC entre -1000 e 3095 numtotal de 4096 valores numa escala de cinzentos que constitui amatriz.
O nº zero em TC corresponde à agua - 0 UH
O nº de TC de um píxel está directamente relacionado com ocoeficiente de atenuação do voxel do tecido correspondente
O nº de TC é afectado pela voltagem da ampola, filtragemdo feixe e da espessura do objecto.
Números TC
Números TC (UH) –valores de atenuação dos
diferentes tecidos
VALOR STANDARD (UH)
Ar -1000
Água 0
Osso (compacto) >250
Osso (esponjoso) 130-100
Tiróide 70-10
Fígado 65-5
Músculo 45-5
Baço 45-5
Pâncreas 40-10
Rim 30-10
Gordura -65-10
Sangue 55-5
Sangue (coagulado) 80-10
Números TC
Como o olho humano nãoconsegue distinguir mais doque 90 tons de cinzentos,teremos de manipular osníveis de janela quecorrespondem a UNIDADESHOUNSFIELD
Níveis de JanelaNível de janela – centro da escala de cinzentos quepermite determinar quais as estruturas anatómicas quequeremos ver representadas
Largura de janela – abertura da escala de cinzentos queenglobe o nível de janela seleccionado e asrepresentações de cinzentos das estruturas quepretendemos avaliar.
IMV Benchmark Report on CT, 2006
Níveis de Janela e largura
As janelas são representadas por UH( Unidades de Hounsfield
Podemos ainda calcular os valores de densidades de outras estruturas, traduzidas em UH a partir do valor padrão que é a água
Reconstrução da Imagem
A radiação que não foi absorvida pelos tecidos chega aosdetectores sob a forma de dados analógicos. Os detectoresconvertem o feixe emergente em pulsos electrónicosamplificados, proporcionalmente à quantidade de radiaçãoremanescente
Esses dados são transmitidos ao processador que os converteem dados digitais através do cálculo da absorção de radiaçãopara cada voxel da matriz.
Processamento de imagem
Lei da atenuação da radiação
n
I=Io ∑e -μixi
i=1
n = nº. De planos atravessados
Xi = espessura total desses planos
μi = coeficiente de atenuação linear
Parâmetros de aquisição Voltagem (kV) Maior voltagem produz uma maior penetração em objectos de
grande volume e reduz o ruído da imagem;
Menor voltagem produz uma melhoria da resolução de contraste em objectos médios e pequenos.
mAs mAs mais elevados diminuem o ruído da imagem, melhora o
contraste, mas aumenta a dose de radiação que o paciente recebe para além de que sobrecarrega a ampola de raio X.
Gantry
Gerador de Raios x
Mesa de exame
Sistema de computorização
Consola do operador
Sistema de registo da imagem
Workstation – 2ª consola pós
processamento da imagem
Aquisição
Reconstrução
Processamento
Registo, Distribuição e armazenamento
DICOM - Digital Imaging and Communications in
Medicine.
DICOM proporciona imagens em formato
estandardizado com vista a um modelo de informação
comum, definição de aplicações e protocolos
comunicacionais.
PACS Picture Archiving and communication
System.
Podem ser definidos diferentes protocolos de acordo com o estudo efectuado.Existem, muitas outraas variáveis que influênciam o protocolo de aquisição:
•Capacidade dos equipamentos•Tipo de tecnologia utilizada•Situação clínica e colaboração do paciente•Opção da equipa
Com ou sem Contraste•TC Cranio•TC do Cranio c/ fossa posterior /TC da base do cranio•Angio ou Veno TC•TC de Perfusão•TC de SPN / TC da Face•TC das órbitas•TC dos ossos temporais – Ouvido
Slice position
Slice thickness
Slice orientation
Slice spacing and overlap
Tempo de aquisição
Algoritmo de reconstrução
Radiação ionizante CTDI
kV
mAs
Pitch
Tempo de rotação
Protecção e segurança contra rad.
Cooperação do paciente
Importante
Os protocolos standard ou procedimentos técnicos de qualquer estudo, são meras orientações ou “guidelines”, ou fio condutor que determinam a estratégia a seguir em cada exame.
Na verdade os protocolos podem variar:
Segundo a Tecnologia utilizada (diferentes equipamentos)
De acordo com a patologia em estudo
De acordo com as características e com a situação clínica do doente
Segundo as opções da equipa de trabalho
Os parâmetros técnicos utilizados devem ser
equacionados em função:
Da melhor qualidade de imagem com vista ao diagnóstico
Da minimização da dose de radiação
Da optimização dos recursos
Da satisfação do doente, da organização e da equipa de trabalho.
Por isso há que tomar decisões tendo em conta a objectividade,
razoabilidade e bom senso.
As decisões mal tomadas têm consequências para o Sistema de
Saúde, porém quem suporta os seus custos somos todos nós.
PREPARAÇÃO E ACOLHIMENTO DO PACIENTE
Jejum de 4 a 6 horas
Comparecer no serviço de Imagiologia à hora e dia agendados
Fazer-se acompanhar do processo documental e Imagiológico
Confirmação da identificação do doente
Confirmação da área anatómica e patologia em estudo
Explicação sumária do exame para obter uma melhor colaboração do doente
Avaliação da possibilidade de administração de contrate EV em caso de necessidade
Se for mulher em idade fértil, perguntar se não se encontra grávida
Retirar objectos de adorno ou outros objectivos amovíveis que possam interferir na qualidade da imagem.
Principais Indicações
Patologia Traumática
Patologia Infecciosa
Patologia Oncológica
Patologia de Origem Vascular
Malformações Congénitas
Alterações do Sistema Imunológico
Resolve os problemas da resolução espacial na terceira dimensão
Reprodutível nos diferentes aparelhos para efeitos evolutivos
Boa caracterização e diferenciação anatómica das estruturas ósseas e parenquimatosas
De “fácil” Interpretação
Relativamente Rápido
Utilização da radiação ionizante
Questões de acessibilidade (regiões geográficas;
situações económicas precárias)
Artefactos devido ao equipamento
Artefactos inerentes ao doente (movimento;
biótipo; anatomia)
Artefactos causados por agentes externos
metálicos “dentes chumbados” “clips
aneurismáticos”, “coils”. etc.
Morfologia, interfaces e estrutura densitométrica dos órgãos
Localização e identificação da lesão: hipodensa, hiperdensa, isodensa.
Morfologia – nodular, difusa
Contornos – regular, irregular/ mal ou bem definidos
Estrutura – homogénea, heterogénea
Tecidos – cálcio, sangue, gordura, etc
Efeito de massa – harmonioso/distorcendo estruturas adjacentes
Aspectos destrutivos – infiltrativos
BENIGNIDADE – MALIGNIDADE
DIAGNÓSTICO DIFERENCIAL
Lesão benigna Lesão maligna
Posição do paciente Decúbito dorsal – supinação
“Head First”
Plano OM ┴ ao plano de apoio Coincidente com o feixe luminoso transversal Feixe luminoso longitudinal a
passar pelos tragus
Simetria do crânio em relação ao plano de corte CAE equidistantes ao apoio
Fixação da cabeça por meio de bandas velcro
Importância do Topograma
Programação do exame
Avaliação prévia das estruturas anatómicas
visualizadas
Antevisão dos parâmetros técnicos a utilizar
Avaliação da centragem do Paciente
Topograma de perfil
Cortes axiais contíguos
BO até ao vertex
Paralelos ao plano OM ou supra orbito meatal
4/5 mm fossa posterior
6 mm andar supratentorial
Algoritmo standard
FOV 220 mm (aproxim.)
Matriz 512x512
Registo das Imagens
Partes moles
Osso c/filtro de enhancement
Sangue (para o caso de hemorragias)
Janela de parênquima cerebral Janela
óssea
Utiliza-se como complemento do estudo axial sempre que existe a necessidade de desprojectar determinada estrutura ou lesão
Nos aparelhos helicoidais, a partir duma aquisição axial em volume é possível fazerem-se reformatações MPR nos planos sagital ou coronal e tem como
Vant. - pós –processamento posterior
- maior economia de tempo de ocupação da sala
- menor dose de radiação (porque só faz uma aquisição)
Desv. - requer uma 2ª.consola de pós processamento
- requer disponibilização de mais um elemento
Topograma de perfil – doente em dec.ventral
apoiado pelo mento , pescoço em extensão- Head
first
O feixe luminoso longitudinal deve coincidir com
o plano OM
Cortes coronais contíguos e perpendiculares ao
plano OM – percorrendo a área de interesse,
espessura variável
Aquisição coronal sequencial ou helicoidal
Algoritmo standard
Matriz - 512x512
Ajustar o FOV á região de interesse
Registo das imagens em Janelas
Partes moles
osso com filtro de enhancement
Topograma de perfil – Head first , doente em dec. dorsal
Cortes axiais contíguos desde o BO até à tenda do cerebelo,
habitualmente paralelos ao plano infra OM
3/4 mm de espessura
Ajustar o FOV à região em estudo 18mm
Matriz 512 x 512
Algoritmo standard + HR
Janela
Partes moles
Osso com filtro de enhancement
Indicações:Patologia da base do crânio ou dos
ângulos pontocerebelosos
O pré-processamento tem a função de “preparar” a
imagem para um procedimento posterior
(segmentação, restauração etc).
O realce inclui:
Processamento ponto a ponto
Equalização de histograma
Filtragem espacial
Suavização (média, mediana)
Passa-alto
Passa-baixo
81
Retirar objetos ou características de interesse de uma imagem a
partir de limiarização, detecção de descontinuidades ou
similaridades.
Por morfologia,
Filtro de média
Valor de entrada
Valor de saída
Filtro de mediana
Filtro passa-baixo
Diminuição da frequência de corte
Filtro passa-alta
Diminuição da frequência de corte
Qualidade de imagem1- Resolução espacial – Capacidade do sistema para distinguir doisdetalhes de dimensões muito reduzidas.
2 - Resolução de contraste – capacidade do sistema para distinguir duas pequenas estruturas de contraste aproximado
É afectada pelo algoritmo de reconstrução, largura do detector, espessura de corte, distância objecto - detector, dimensão do ponto focal, bem como do tamanho da matriz.
A resolução espacial de alto contraste determina o tamanho mínimo de pormenor visualizado do corte em causa.
A resolução espacial de baixo contraste determina o tamanho de pormenor que pode ser reproduzido visivelmente quando existe apenas uma pequena diferença de contraste em relação à área envolvente.
A Baixa resolução de contraste é consideravelmente limitada pelo ruído.
Fazer uma aquisição no fantoma e determine a mais pequena coluna de buracos /circulos que podem ser claramente distinguidos.
Os equipamentos actuais conseguem representar objectos distanciados de 0,1 mm com diferenças de densidades de 0,3% ou menos.
SIMULADOR / FANTOMA DE TESTE DE QUALIDADE DA IMAGEM
Qualidade de imagem
3 - Resolução de densidade – Capacidade de distinguir estruturas de densidades muito próximas
4 - Ruído – Conjunto de desvios aleatórios entre a medição de uma grandeza e o seu valor teórico. Na imagem traduz-se pelo aumento de grão.
É a flutuação estatística dos números TC de cada um dos elementos de um ROInuma imagem homogénea.
Depende da radiação e tem um efeito marcado sobre o contraste de baixaresolução. A magnitude do ruído é indicada pelo desvio padrão dos números CT.
Deve ser medido sobre uma área de cerca de 10% da Secção transversal.É inversamente proporcional à raiz quadrada da dose e à espessura do corte.
Se a dose é reduzida para metade, o ruído aumenta em cerca de 40%. Inversamente, uma redução da espessura do corte exige um aumento proporcional da dose, a fim de evitar um aumento do ruído.
Qualidade de imagem
5- Uniformidade ou Homogeneidade espacial – uniformidade de resolução espacial ao longo de uma mesma imagem
Prende - se com a exigência de que o número TC de cada pixel da imagemde um objecto homogéneo ser igual dentro de pequenos limites estreitos emdiversas regiões do objecto.
A diferença no número médio TC entre uma região periférica e uma centralde um objecto deve ser homogéneo <8HU.Essas diferenças são, em grande parte devido ao fenómeno físico doendurecimento do feixe.
Superficie da pele
Região Central
Quanto maior for o FOV do meio irradiado, maior será
a diferença entre o valor de UH medido da região
central e periférica.
É esta diferença que determina o grau de
uniformidade da imagem TC.
Qualidade de imagem
6 - A linearidade
Refere - se à relação linear entre o número TC calculado e o
coeficiente de atenuação linear de cada elemento do objecto. É
essencial para a correcta avaliação de um exame de TC e, em
particular, para a exactidão dos QCT. Os desvios da linearidade não
devem exceder + / - 5HU durante intervalos específicos (tecidos
moles ou osso).
Dosimetria em TC
8 – Optimização de dose
CTDI - Computed Tomography dose index : Integral ao longo de uma linha paralela ao eixo de rotação (z) do perfil de dose (D(z)), medido num corte único do ar ou de um fantoma, dividido pela espessura de corte (TH).
(mGy)
CTDI100 (mGy no ar).
Efeitos Deterministicos
Existe um limiar acima do qual os efeitos são
conhecidos.
Efeitos Estocásticos
Não é conhecido um limiar que atribua uma
relação de causa radiógena aos efeitos
produzidos.
Unidades de medida
Gy = Gray unidade SI de dose absorvida
O equivalente a 1 joule/kg de tecido exposto
(radiosensibilidade)
Sv = Sievert unidade SI de dose equivalente
Dose absorvida x o factor qualidade
Efeitos dos Raios X
A absorção dos fotões leva a quebras nas
ligações quimicas dos tecidos biológicos.
O principal efeito biológico resulta na destruição
das cadeias de DNA devido a causa directas ou
indirectas da radiação ionizante.
Valores relativos de exposição a exames TC
Radiação natural 3 mSv/ano
Água, alimentação, ar, sol.
Nas regiões de maior altitude pode chegar a 10
mSv/ano
TC Cranio = 2 mSv
TC Torax = 8 mSv
TC Abdomen e Pelvis = 20 mSv
Dose convencional vs baixa
dose.
Comparação da qualidade de
imagens em TC do cranio.
Mark E. Mullinsa, et al.
AJNR April 2004.
Redução de mAs de170 até 90
numa TC de cranio
Discrepância entre os números CT
representados na imagem e o número CT
esperado com base no coeficiente de
atenuação linear
Bandas
Sombras
Riscos
Anéis
Paciente
Equipamento
Processamento
Fatores externos
Movimento
Endurecimento do feixe
Artefacto de metal
Fora do campo
Voluntários: Comunicação,
explicação do exame
estratégias de
relaxamento
Involuntário : Reduzir o
tempo de exame
Ocorre quando a energia média de um feixe ao passarem
por uma região mais espessa modulam o feixe para fotões
de mais elevada energia os quais não conseguem ser
atenuados pelos tecidos.
Aumentar kVp
Diminuir a espessura
de corte
Aumentar a
atenuação do filtro
Manifesta-se como uma estrela raiada.
É causado pela presença de objetos metálicos
dentro ou fora do PACIENTE.
O Objeto metálico absorve os fotões causando uma
inomogeneidade quase completa.
Remover objectos
Manipulação do software
Mudar angulação da gantry
A área em estudo não está inteiramente dentro do FOV
fechado. o Corpo do paciente pode sair fora da zona dos
detetores.
Além disso a zona que fica de fora pode contribuir para
um endurecimento do feixe nos sistema care dose.
O artefacto aparece como sombras ou riscas.
SELEÇÃO DE MAIOR FOV
Envolver/comprimir os tecidos remanescentes
Colocar MS acima da cabeça, alterar a posição.
Efeito do volume parcial
Fotopénia
Interface de ar
Anel
Escada
Aumentar a espessura de corte
Ver as imagens de conjunto
Alterar a janela
Fazer MPR noutras orientações
Aumentar kVp; mAs e TH
Aumentar kVp e mAs
Colocar filtro suave
Alargar a janela
Referências A.K. Jain, Fundamentals of Digital Image Processing,
Prentice Hall, 1989.
G.T. Herman, Image Reconstruction from Projections, Academic Press, 1980.
J.C.Russ, The Image Processing Handbook, CRC Press, 1992.
S.Matej, R.M.Lewitt, “Practical considerations for 3-D image reconstruction using spherically symmetric volume elements, IEEE Trans. Med.Imag., 1996 vol.15(1):68-78.
Latchaw Richard. Diagnóstico por Imagem en Resonância Magnética y Tomografia Computadorizada de Cabeza, Cuello Y Columna. Mosby. 2ª. Edição.Madrid, 1992.
