RECONSTRUÇÃO DE IMAGEM EM TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA USANDO O MÉTODO DE ... · 2015-03-30 ·...
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R E C O N S T R U Ç Ã O DE IMAGEM EM TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA
USANDO O MÉTODO DE C O N V O L U Ç Ã O
Ana Maria de Oliveira Rebelo
TESE SUBMETIDA AO CORPO DOCENTE DA COORDENAÇÃO DOS PROGRAMAS DE PÓS-GRADUAÇÃO DE ENGENHARIA DA UNIVERSIDADE FEDERAL DO RIO DE JANEIRO COMO PARTE DOS REQUISITOS NECESSÁRIOS PARA OBTENÇÃO DO GRAU DE MESTRE EM CIÊNCIAS (M. Sc.) EM ENGENHARIA NUCLEAR
^5 RIO DE JANEIRO, R J - BRASIL MARÇO DE 1984
RECONSTRUÇÃO DE IMAGEM EM TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA
USANDO O MÉTODO DE CONVOLUÇÃO
Aria Maria de Oliveira Rebelo
TESE SUBMETIDA AO CORPO DOCENTE DA COORDENAÇÃO DOS PROGRAMAS DE
PÓS-GRADUAÇÃO DE ENGENHARIA DA UNIVERSIDADE FEDERAL DO RIO DE
JANEIRO COMO PARTE DOS REQUISITOS NECESSÁRIOS PARA A OBTENÇÃO DO
GRAU DE MESTRE EM CIÊNCIAS (M. Sc.) EM ENGENHARIA NUCLEAR
Aprovada por:
Prk^f^^ohn^Doijiglas Rogerí (Pi'üi.-'K'cnte)
Prcf3 V/ilrn£. dor Santos Bastos
arlo^'Dorges
RIO DE JANEIRO, RJ - BRASIL
MARÇO HE 1984
COMISSÃO NACIONAL DE E N E R G I A N U C L E A R / S P - IPEN
REBELO, ANA MARIA DE OLIVEIRA
Reconstrução de Imagem em Tomografia Computadorizada
Usando o Método de Convolução (Rio de Janeiro) 1984.
xl, 8 9 p. 29,7 cm (COPPE/UFRJ, M. S c , Engenharia
Nuclear, 1984)
Tese - Universidade Federal do Rio de Janeiro, COPPE
1. Reconstrução de Imagens I. COPPE/UFRJ II. Titulo
(série)
iv
AGRADECIMENTOS
Ao professor JOHN DOUGLAS ROGERS pela orientação, su
gestões e pelo interesse com que sempre acompanhou este trabalho.
A CESAR ANTONIO CAGGIANO SANTOS, pela ajuda na solu
ção de problemas surgidos durante o trabalho e pelo interesse.
A RICARDO TADEU LOPES pela elaboração gráfica das fi_
guras apresentadas neste trabalho.
A todos os professores e funcionários do Programa de
Engenharia Nuclear.
Aos Colegas do NÚcleo de Computação Eletrônica pelo
apoio e ajuda durante este trabalho.
A todos os amigos que encontrei e que agora fazem par
te da minha vida, por tudo que me ensinaram. A esses amigos, não
cito nomes para não esquecer, muito obrigada.
À Prof3 V;iLMA DOS SANTOS BASTOS e Prof. JOSÉ CARLOS
BORGES pela participação na banca examinadora desta tese.
À COMISSÃO NACIONAL DE ENERGIA NUCLEAR—neJ-o_i»-g>':>x,Tv—-e,-t ^
nanceiro prestado.
#
À TEREZA pela datilografia deste trabalho, paciência
e interesse com que sempre me tratou.
A minha família e amigos pelo apoio e carinho dados
durante todo este trabalho.
 minha sobrinha OLÍVIA por todo o carinho.
CCMISCAO NACIONAL DE E N E R G I A N U C L E A R / S P - IP£^
vi
Este modelo consiste rum sistema descontinuo formado
por um arranjo N x N células (pixels). A atenuação no objeto de
um feixe colimado de radiação gama foi determinada para várias
posições e ângulos de incidência (projeções) em termos da intera
ção do .feixe com os pixels interceptados. A contribuição de cada
pixel na atenuação do feixe foi determinada pela função peso ,,
usada apenas para testes simulados.
Foram realizados testes simulados em objetos padrão
com coeficiente de atenuação u na faixa de 0,2 a 0,7 cm ^, usan
do arranjos de pixel de até 25 x 25. Também foi simulada uma apli_
cação na área médica, dos ossos do ante-braço, com coeficiente de ate
nuação na região de 0,2 a 0,5 cm"''' e com um arranjo de pixels de
41 x 41.
Resumo da tese apresentada à COPPE/UFRJ, como parte dos requisi
tos necessários para a obtenção do grau de Mestre em Ciencias
(M. Se.)
RECONSTRUÇÃO DE IMAGEM EM TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA
USANDO O MÉTODO DE CONVOLUÇÃO
Ana Maria de Oliveira Rebelo
Março de 1984
Orientador: John Douglas Rogers
Programa de Engenharia Nuclear
Neste trabalho montou-se um algoritmo, utilizando-se
o modelo analítico de convolução ou retroprojeção filtrada para
a reconstrução de imagens bidimensionais ou tridimensionais em
tomografia computadorizada aplicada a testes, não-destrutivos e á
área médica. Este modelo matemático parte do modelo analítico da
Transformada de Fourier para reconstrução de imagens.'
Os resultados simulados indicam que para objetos com
um número grande de interfaces e grandes variações dos coeficien
tes de atenuação nessas interfaces, uma boa reconstrução é obti
da com um número de projeções igual à dimensão da matriz de re
construção (arranjo de células). Caso contrário, obtem-se uma boa
reconstrução com poucas projeções.
vili
Abstract of thesis presented to COPPE/UFRJ as partial fulfillment of the requirements for the degree of Master of Science (M. Sc.)
IMAGE RECONSTRUCTION IN COMPUTERIZED TOMOGRAPHY USING THE CONVOLUTION METHOD
Ana Maria de Oliveira Rebelo March 1984
Chairman: John Douglas Rogers Nuclear Engineering Program
In the presente work an algorithm was derived, using the analytical convolution method (filtered back-projection) for two-dimensional or three-dimensional image reconstruction in com puterized tomography applied to non-destructive testing and to the medical use. This mathematical model is based on the analyti_ cal Fourier Transform method for image reconstruction.
This model consists of a discontinuous system formed by an N X N array of cells (pixels). The attenuation in the object under study of a colimated gamma ray beam has been determined for various positions and incidence angles (projections) in terms of the Interaction of the beam with the intercepted pixels. The contribution of each pixel to beam attenuation was determined using the weight function W . which was used for simulated tests.
Simulated tests using standard objects with attenua-;lents in the range of 0,2 ti
out using cell arrays of up to 25 x 25. tion coefficients in the range of 0,2 to 0,7 cm ^, were carried
One application was carried out in the medical area simulating image reconstruction of an arm phantom with attenuation coefficients in the range of 0,2 to 0,5 cm"' using cell ar-
ix
rays of 41 x 41. «
The simulated results show that, in objects with a great number of interfaces and great variations of attenuation coefficients at these interfaces, a good reconstruction is obtained with the number of projections equal to the reconstruction matrix dimension. A good reconstruction is otherwise obtain ed with fewer projections.
CCMISSAO NACiCNAL CE E N E R G I A N U C L E A R / S P - IPEN
ÍNDICE
CAPÍTULO I - INTRODUÇÃO 1
I. 1 - OBJETIVOS 4
CAPÍTULO II - REVISÃO BIBLIOGRÁFICA .' 5
CAPÍTULO III - TEORIA 8
III. 1 - INTERAÇÃO DA RADIAÇÃO GAMA COM A MATÉRIA ... 8
III. 1 . 1 - Processos de Interação 8
III. 1 . 2 - Atenuação do Raio Gama 14
III. 2 - TOMOGRAFIA RECONSTRUTIVA 16
III. 2. 1 - Reconstrução Tridimensional .... 19
III. 3 - TÉCNICA DE RECONSTRUÇÃO ANALÍTICA - CONVOLU
ÇÃO 20
III. 3. 1 - Modelo Matemático de Reconstru
ção 20
III. 3. 3 - Bases Matemáticas 22
III. 3. 3 - Desenvolvimento do Método 24
III. 4 - ALGORITMO DO MÉTODO 31
CAPÍTULO IV - RESULTADOS 36
IV. 1 - TESTES SIMULADOS • 36
CAPÍTULO V - DISCUSSÕES E CONCLUSÕES 67
xi
BIBLIOGRAFIA 7 3
APÊNDICE I - DEMONSTRAÇÃO DAS EQUAÇÕES (III. 12) e (III. 13) .79
APÊNDICE II - DESENVOLVIMENTO DA EQUAÇÃO (III. 24) 84
APÊNDICE III - MÉTODO DE INTERPOLAÇÃO SPLINES CUBICA 87
CAPITULO I
INTRODUÇÃO
I - INTRODUÇÃO
A técnica de reconstrução de imagens foi primeiro de
senvolvida por Bracewell'^' (1956) para uso na radioastronomia ,
com a finalidade de identificar regiões do sol, emissoras de ra
diação de micro-onda. Em seguida foi aplicada na microscopia ele
tronica, no estudo de biomoléculas complexas, mas foi na radiólo
gia médica que a reconstrução de imagens teve um grande desenvol_
vimento, obtido pela técnica conhecida como Tomografia Computado
rizada.
Na radiografia convencional, as imagens produzidas
são resultantes da atenuação de raios X através de camadas (pla
no longitudinal), com diferentes coeficientes de absorção, no
corpo em estudo. Assim, a resolução contida na radiografia é mui^
to limitada devido à superposição de imagens de diferentes cama
das que dão origem a sombras sobre a área investigada.
Numa tentativa de melhorar a nitidez da imagem, foi
\ desenvolvida a tomografia convencional . Nesta técnica, a fon
te move-se em um sentido e o filme no sentido oposto, mantendo a
imagem do plano de interesse continuamente focalizada, enquanto
que as imagens das outras camadas surgem nos filmes como borrões
(desfocalizadas). A tomografia convencional mostrou assim, baixo
contraste de imagem devido à superposição de muito ruído (cama
das desfocalizadas) com o sinal (camada focalizada).
O ideal seria uma imagem somente do plano de intere£
se, sem a interferência de outros planos. As bases matemáticas pa
ra a solução desse problema existiam desde 1917, no trabalho do
|3|
matemático austríaco Johann Radon que foi desenvolvido por Da
vid Kuhl em 1963 (Tomografia Computadorizada Axial). Em seu mé
todo, um feixe colimado de radiação atravessa uma estreita seção
transversal do corpo e o filme é substituído por um sistema de de
teção mais sofisticado. Atra.vés de um movimento síncrono, da fon
te de raios X e detetor em torno de um eixo perpendicular à seção
transversal, produzia-se uma imagem somente da seção transversal
escolhida (veja Capítulo III. 3.2).
A idéia da primeira técnica de reconstrução de imagem
agora conhecida como retro-projeção (veja Capítulo III. 3.2),foi
patenteada por Oldendorf(1961). Nessa técnica, em seguida de
senvolvida por Vainshtein'^' (1970) e Gordon'^' (1974), a recons
trução não era nítida, devido a certas limitações do método. Cor
reções foram então necessárias, usando-se o método analítico de
Transformada de Fourier (espaço recíproco) ou de convolução (es
paço real).
o princípio de reconstrução de imagens utilizado em
Tomografia Computadorizada é usado para a visualização de estru-
turas anatômicas, e também no campo da medicina nuclear para a vi
sualização de órgãos, através de radionuclídeos emissores de pósi
trons ou radiação gama (Tomografia Computadorizada por Emissão),
ou da transmissão de radiação pela área investigada (Tomografia
Computadorizada por Transmissão).
A importancia da Tomografia Computadorizada está na
capacidade de distinguir quantitativamente pequenas diferenças na
atenuação da radiação pelo corpo humano. Essas diferenças de ate
nuação podem ser associadas às diferenças de densidade fisica do
corpo investigado.
Muitos dos algoritmos desenvolvidos para reconstru
ção de imagens tiveram suas origens nas diversas áreas da Ciên
cia, como radioastronomia e microscopia eletrônica mas, sem dúv¿
da, apresentaríim um maior impulso após o desenvolvimento da Tomo
grafia para a medicina. '
O primeiro tomógrafo computadorizado comercial, para
a área médica, capaz de obter imagens de alta resolução, foi pro
181
jetado por Hounsfield no Central Research Laboratory de EMI,
na Inglaterra, em 1967. Esse tomógrafo foi projetado para tomada
de medidas apenas da cabeça,e os dados eram analizados utilizan
do-se uma técnica iterativa de reconstrução. Em 1974 foi projeta
da, pela National Biomedical Research Foundation, nos Estados Uni^
dos, uma outra m.áquina, cujo emprego se destinava a qualquer par-
te do corpo e que se chamava ACTA (Automatic Computerized Trans
verse Axial) - Ledley'^'. A técnica de reconstrução usada era a
de Convolução.
Uma das preocupações em tomografia .médica é o tempo de
aquisição de dados pelo sistema. Esta preocupação é devida a dois
importantes fatores:
- Dose recebida pelo paciente e
- Nitidez da imagem, já que movimentos do corpo (res
piração, pulsações arteriais, batimentos cardíacos) fazem com que
a imagem perca sua nitidez.
Procura-se assim o desenvolvimento de tomógrafos com
a mais alta taxa de obtenção de dados. Com essa finalidade, utili^
zam-se diversas fontes de raios X, assim como um conjunto de dete
tores. r
ê
I. 1 - OBJETIVOS
O objetivo principal deste trabalho é o desenvolvimen
to de um algoritmo, usando o método analítico de Convolução para
a utilização em tomografia computadorizada aplicada a testes não
destrutivos de objetos industriais, assim como na área "médica, no
estudo ósseo. .
CAPITULO II
REVISÃO BIBLIOGRÁFICA
II - REVISÃO BIBLIOGRÁFICA
A Tomografia Convencional ou plano-focal foi introdu-O
zida por Bocage'''"' ' em 1921, quando obteve imagens através da
transmissão de raios X.
A origem da Tomografia reconstrutiva de raios X é en-
centrada no estudo da Tomografia convencional de Takahashi
(1957) que melhorou o sistema de Bocage, colocando a fonte de
raios X e o filme num mesmo plano retirando assim a interferência
de outros planos.
Mais tarde surgiram trabalhos com fontes de raio gama,
para aplicação nos métodos de transmissão'^' e de emissão '' '
através do uso de radionucLÍdeos.
Uma solução matemática, isto é, a determinação da fun
ção distribuição de densidade da região investigada, através do
raio-soma p (l; e) (veja Capítulo III. 3.2) foi primeiro encontra
I 3 I ,
da por Radon (lál7). A mesma solução foi encontrada por Berry
e Gibbs'""" ' (1970) e Junginger e Van Kaeringen' "'"'' (1972).
Nenhuma reconstrução numérica foi investigada até ao
ano de 1956, quando Bracewell' ' desenvolveu a técnica de recons
trução dè imagens para uso em radioastronomia, na identificação
de regiões do sol emissoras de microondas.
Oldendorf'^' (1961) foi o primeiro a usar o método de
retroprojeção na reconstrução de imagens através de raios X.
Alterações na reconstrução de imagens por retro-pro
jeção, na tentativa de tornar nítida a reconstrução, foram discuti_
das por Vainshtein '-^ (1970) e outros, como Bates e Peters '' ^
(1971) que propuseram o uso da Transformada de Fourier, e Muehl^
lehner e Vitael'"""^' (1971).
O método da Transformada de Fourier foi sugerido por
117 I
De Rosier, Klug e Hoppe (1968) para a reconstrução tridimen
sional era microscopia eletrônica e tem sido aplicado em radiogra
fia'^^' Uma discussão matemática da aproximação foi da-
da por Crowther'^^' (1970) e uma visão geral com exemplos em mi-
• I 211 croscopia eletrônica foram apresentados por De Rosier (1971).
As bases matemáticas para o método einalítico de re
construção, chamado "método de convolução" foram propostas, pri-
I 22 1
meiramente, por Bracewell e Riddle (1967) e mais tarde redes I23 24 I X
cobertas por Ramachandran e Lakihminarayanan ' (1971). O
algoritmo destes últimos pesquisadores foi colocado numa formage
r,nMlsí^£n mcimiA D F FNERGIA N U C L E A R / S P - tPt f
|25l
neralizada por Herman e Rowland (1973), onde as larguras dos
raios não eram necessariamente iguais, podendo variar de proje
ção para projeção, e as projeções não eram igualmente espaçadas.
I 25 I
Herman e Rowland apresentaram um estudo compara
tivo de reconstrução de imagem por três métodos: I), ART 2; II)
CONVOLUÇÃO; III) SIRT, sendo ART (Algebric Reconstruction Techni_
que) e SIRT (Simultaneous Iterative Reconstruction Technique).
CAPÍTULO III
TEORIA
III. 1 - INTERAÇÃO DA RADIAÇÃO GAMA COM A MATÉRIA
A interação da radiação gama com a matéria ocorre prin
cipalmente com a camada eletrônica do material.
Os principais processos de interação são:
a - Absorção fotoelétrica (efeito fotoelétrico)
b - Espaltiamento Compton
c - Produção de pares
III. 1 . 1 - Processos de Interação
a - Absorção fotoelétrica
Neste processo/ o foton é absorvido pelo átomo do mate
rial, causando o desligamento de um elétron da configuração eletrô
nica. A energia do foton-y (hv) é convertida em energia de ligação
(E ) e cinética (E__ ) do elétron. L 0 IN
hv = Ej_ . È^^^ (III. 1)
Se o foton incidente possuir uma energia hv maior que
a energia de ligação do elétron da carnada K, teremos uma probabi
lidade maior de interação do fóton com o elétron dpsta camada.
A remoção de elétrons da camada K dá origem à emissão
de raio-X, quando elétrons de níveis mais altos calem para o ní
vel deixado pelo fotoelétron.
A probabilidade de interação de um fóton com um átomo,
coeficiente de absorção total, é Z (número atômico) vezes o coefi
ciente definido para a interação com um elétron.
O processo fotoelétrico é predominante para baixas ener
gias e materiais com alto número atômico Z. Pode-se verificar essa
dependência na expressão (III. 2.) para a seção de choque de absor-
çao fotoelétrica. Essa expressão e valida para uma determinada fai
I 36 I
xa de energia do fóton-Y
A o- = — ^ (III. 2)
(hv)
onde n esta entre 4 e 5, m entre 1 e 3
A = 1,25 x 10~^
para
hv•> 0,5 MeV n = 4 ,5, m = 1
hv < 0,5 MeV n = 4, m = 3
b - Efeito Compton
O efeito Compton é um espalhamento inelástico entre um
fóton e um elétron, onde parte da energia do fóton é transferida
para o elétron e a energia do fóton original é reduzida por uma
quantidade igual.
ELÉTRON COMPTON
ELÉTRON ATÔMICO^
FOTON INCIDENTE
FDTON ESPALHADO
Figura III. 1 - Espalhamento Compton
Essa interação pode ser considerada como ocorrendo en
tre o fóton e um elétron livre, se admitirmos que a energia do fó
ton seja muito mais alta do que a energia de ligação do elétron.Is
to significa que para fótons-r com energia acima de 0.1 MeV, os
elétrons'podem ser considerados livres. Para fótons-y com energia
menor que 0.1 MeV, o efeito fotoelétrico se torna muito mais impo£
tante do que o efeito Compton para materiais com número atômico al
to, figura III.2.
• Supondo que o foton incida com energia E^ = h v ^ e que
o elétron esteja em repouso. Seja E^ = hw^ a energia do fóton espa
lhado de um ângulo e, figura III. 1.
i l
Levando em conta a conservação de energia e de momen
to, obtém-se a seguinte relação:
hv hv.
hv (III. 3)
1 + m C o
(1 - cos e)
onde C e a energia de repouso do elétron.
A probabilidade de ocorrer o espalhamento Compton de
pende do número atômico dos átomos que constituem o material.
A seção de choque Compton i ^ ^ ) , probabilidade de inte
ração de um fóton com um elétron, aumenta com a diminuição de ener
gia e se aproxima de um valor numérico de 0.6651 barn/elétron pa
ra baixas energias, tornando-se independente da energia. Estes re
I 26 I
sultados foram obtidos por J. J. Thomson
' tho m C
(III. 4)
A distribuição angular do fóton-y espalhado é previs
ta pela fórmula de Klein-Nlshina para uma seção de choque de espa
lhamento diferencial ^ ^ '^^'onde = • ^ r o raio clássico. díi m^C^ o
d a < dn
1 + cos e
1 + 01 (1 - cos e)
^ ^ g ( 1 - cos 9 )
2 (1 + cos e)|i + o (1 - cos e)
(III. 5)
c - Produção de Pares
Esse processo resulta numa completa absorção do fóton
Y, que é convertido inteiramente em um par de elétrons (um posi
tron e um elétron) com uma certa energia cinética. Esse processo
ocorre na vizinhança do núcleo, numa interação com o campo nucle
ar.
Aplicando o princípio da conservação de energia:
hv = 2 . E J J ^ * E - ^ ^ (III. 6)
2 2 C - energia de repouso do positron e elétron criados.
^CIN ~ ^'^^^Sia cinética do positron.
^CIN ^'^^^Sia cinética do elétron,
hv - energia do fóton.
A energia mínima necessária para que ocorra o procos-
2
so e de 2 m^ C , ou seja, 1.022 MeV. como pode ser visto na Figura
III. 2.
A seção de choque para produção de pares, de acordo
com Bethe e Heitler'^^', é proporcional a Z (Z+1), isto é, - Z^,
variando lentaraiente com a energia, aproximadamente com log E^.
Temos entSo que a absorção de fótons-y por produção
de pares torna-se importante para elementos pesados e fótons com
altas energias.
100
10
E 1 2 o
E o
0.1
. 0.001-0.1 1
M e v 10
•
' \ X F O T O E L E T R I C O
>: \ \ *
c
;
^ ATENUAÇÃO TOTAL
^ S S O R Ç Ã O TOTAL
^•^-^
V\ V ^ —
V N ^
^ ATENUAÇÃO TOTAL
^ S S O R Ç Ã O TOTAL
^•^-^
V\ V ^ —
V N ^ \ / P A R E S
\ / N^ESPALHAMcNTD V COMPTON
. \ \ / \ N / \ V 1 \ \
•—' ' 1 11 111 ' — 1 — l i l i iNii , — . \
•
\ / P A R E S
\ / N^ESPALHAMcNTD V COMPTON
. \ \ / \ N / \ V 1 \ \
•—' ' 1 11 111 ' — 1 — l i l i iNii , — . \
100
Figura III. 2 - Coeficiente de Atenuação de Massa do Chumbo em Fun
ção da energia dos FÓtons.
I
LA
III. 1.2 - Atenuação do Ralo-Y
*
0 alcance da radiação gama (Y) em um determinado mate
rial é maior que das partículas alfa (a) e Beta (e).
Os fótons de raios-Y ao atravessarem o material são
absorvidos, espalhados ou passam sem interagir. A intensidade (I)
de um feixe de raios-Y que atravessa um determinado material de
espessura x, sem interagir, varia com x de uma forma exponencial.
1 = 1 e"^ 7) o
onde
M - coeficiente de atenuação linear
I - intensidade do feixe incidente o
Pode-se definir coeficiente de atenuação de massa co
mo sendo:
' u P
onde p é a densidade do material.
A função exponencial dá-nos uma probabilidade por un_l
dade de comprimento do material, do raio-Y interagir. Esta proba
bilidade é a soma das probabilidades de cada processo de intera
ção, dada por: CCMISSAO NACIONAL CE E N E R G I A N I C L - . • - ^ / i ' ' ''''
15
V = T (FOTOELÉTRICO) + o (COMPTON) + K (PARES)
que é chamada de coeficiente de atenuação linear.
(III. 8)
Um fóton que é absorvido ou espalhado, mesmo em um pe
queno angulo, é considerado como removido do feixe original. As
sim sendo, o valor de v» na equação (III. 7) é uma atenuação total
resultante, que não só inclui a absorção pura, como também qual
quer espalhamento. Na prática, devido à largura finita do feixe de
radiação utilizado e da colimação do detetor, uma fração dos fó
tons esp sera registrada. O numero de fotons que atraves
sam o material então não é dado pela forma I e"* , mas por I o o
— VI X » ~ '
e a r ,onde e o coeficiente de absorção linear que e uma função
da geometria: distancia fonte-objeto-detetor e largura do feixe
(colimação), figura III. 3A-B. COLIMADOR ^^SORVEDOR
.AO
u DETETOR
Figura III. 3A -"Boa Geometria" - Feixe de Radiação Colimado.
ABSORVEDOR
Figura III. 3B -"Geometria Pobre" - Feixe de Radiação Disperso,
16
III. 2 - TOMOGRAFIA RECONSTRUTIVA
Tomografia, grafia por partes (do grego TÓmcs), apre
senta uma "vista em corte" do corpo analisado. Esse corte, porém,
é transversal e não longitudinal como na tradicional radiografia.
A seção transversal do corpo é varrida, num movimento
translacional, por uma fonte de raios gama e um detetor, alinha
dos (para definirem uma boa geometria), figura III. 4A.
A varredura é feita num movimento contínuo ou em in
tervalos discretos, geralmente em intervalos iguais a, colimação
da fonte. Neste caso, cada feixe é considerado como uma faixa de
largura a, chamada RAIO, figura III. 4B.
Da intensidade I registrada pelo detetor, pode-se
calcular o valor do coeficiente de atenuação ao longo do RAIO usan
do-se a equaçãc?:
P (K) = In — = / u (x) dx (III. 9)
^ J F
onde P (ic) é definido como RAIO-SOMA referente ao K-ésimo RAIO.
U (x) é o coeficiente de atenuação na posição x, ao longo
do ic-ésimo RAIO.
17
No sistema real, a Integral passa a ser um somatório
discreto. Logo, calcula-se u para pontos discretos ^ chamados cé
lulas (Pixels). A seção transversal do corpo, é então dividida
em uma malha de células quadradas de lado a (mesma largura do
RAIO), figura III. 4B.
O sistema FONTE-DETETOR,ouoCORPO, é girado de um angu
lo £, e o movimento de translação é repetido coletando-se um no
vo conjunto de RAIOS-SOMA.
A um conjunto de raios-soma pertencentes a um ângulo
e_, chama-se . PROJEÇÃO de ângulo figura III. 4C.
Obtém-se assim ura conjunto de M projeções, com inore
mentó angular 6^.
Após a obtenção de um número suficiente de projeções
esses dados são analizados por métodos ínatemáticos, resultando na
reconstrução da seção examinada. Essas reconstruções são apresen
tadas na forma de uma matriz N x N, onde cada elemento represen
ta o coeficiente de atenuação na área de cada célula (Pixel),que
pode ser interpretado em termos de densidade do material.
Das muitas aproximações matemáticas usadas para a re
construção de imagens, citamos algumas:
.miZthO NACiChAL L£ E N E R G I A N U C L E / ' '
A B
/ V \ \ •
[ V \ \
s
Fig. l l i - 4 A -
B. -
C -
Tomogrof iQ por t ransmissão . Esquemo do div isõo em P ixe l da seçõo planor e o r a i o .
Projeções 9^ e do seçõo p l a n a r .
19
a) RETRO-PROJEÇÃO - Foi usada nos experimentos inici
ais. É a mais simples em conceito, mas produz reconstruções com
pouca nitidez, (veja Capítulo III. 3.3)
b) ITERATIVO - O método iterativo exige longos tempos
de computação para resolver o problema, pois é feito um número
muito grande de correções na distribuição do coeficiente de ate
nuação em todos os Pixels, a partir iae uma distribuição inicial
aproximada, até chegar a convergir a uma solução.
c) ANALÍTICO - Os métodos analíticos são baseados em
soluções matemáticas exatas para as equações de imagens (Equação
(III. 9)), portanto mais rápidos em termos computacionais. Dois
métodos analíticos de grande importância são: Reconstrução de Fou
rier,que usa o espaço de Fourier e Retro-projeção Filtrada ou Con
volução, que usa o espaço real.
III. 2. 1 - Re(?onstrução Tri-Dimensional
É possível obter-se a distribuição de densidade de um
corpo tridimensional. A técnica consiste na reconstrução de vá
rias seções transversais (reconstrução bidimensional) do corpo,
como mostra a figura III. 5.
20
Figura III. 5 - Reconstrução Tridimensional a partir de um Conjun
to de Reconstruções Bidimensionais.
Conjunto de Planos e Z^
III. 3 - TÉCNICA DE RECONSTRUÇÃO ANALÍTICA - CONVOLUÇÃO
III. 3. 1 - Modelo Matemático de Reconstrução
O modelo matemático para o método de reconstrução bi
dimensional é descrito com base na Figura III. 6. O sistema de co-
ordenadas cartesianas x o y é girado de um ângulo e, dando origem a x' o y ' .
O sistema de coordenadas polares (r, 41) possui sua origem fixaCO^).
O RAIO está a uma distância l_ da origem polar {l = O), onde l é
um múltiplo inteiro de a (largura do RAIO).
21
Figura III. 6 - Formação de uma Projeção de uma Seção Bidimensio
nal de um Objeto Tridimensional.
A intensidade transmitida na direção y' ao longo de x'
e dada por:
(*) I (x- ; 9) = I ^ -exp-
+-QD
u (x', y') dy' (III. 10)
onde
p (x', y') é a função distribuição de coeficiente de atenua
ção linear.
Calculando o logaritmo neperiano da Equação (III. 10),
o RAIO-SOMA na posição x' para um ângulo 9, será dado por:
(*) O caracter ; indica que 9 é um parâmetro.
22
P (x«; o) = l n = / w (x', y ) dy» . (III. 11) I(x'; e) /
Pela figura III. 6 observa-se que P (x'; e) pode ser
representado por P (Z; e).
Cada valor P (l; e) é' conhecido, já que 1 (l ; e) é obt¿
do experimentalmente. O problema é então resolver a equação integral
(III. 11) que tem como parâmetro desconhecido a função v (x', y').
III. 3. 2 - Bases Matemáticas
Pode-se mostrar (veja Apêndice I) que se P (l; e)é uma
medida física, então a fjunção distribuição de coeficiente de ate
nuação V (x ' , yn(p (r , <í>) em coordenadas polares) pode ser re
construída pelo seguinte processo:
a) Obter a Transformada de Fourier unidimensional ; de
P (l; o), para cada ângulo e (Projeção).
.+ (D ^ ^ ^
(III. 12)
b) Calcular a Transformada de Fourier inversa bidimen
sional dos dados armazenados F (R; e) para R c (-CD, + 00) e
6 € fo®, 180°).
V i^, «I») = / / F (R; e) exp (-2 n i R r cos - e)) R dR de
«
(III. 13)
onde l = r cos (41 - e ) .
Para uma reconstrução tridimensional considere na figu
ra III. 6 um eixo Z, perpendicular ao plano x o y, na origem do sis
tema, figura III. 5. As equações (III. 12) e (III. 13) ficam:
(III. 14)
- 2 ir i R r C O S ( 41 - 6 ) R
dR de (III. 15)
A função distribuição de coeficiente de atenuação line
ar tridimensional é então obtida em coordenadas cilíndricas.
O método descrito acima usa portanto o espaço de Fou
rier para o cálptílo da função distribuição de coeficiente de ate
nuação linear \t (x, y).
1231
Para evitar as dificuldades surgidas no método de Fourier ,con
ver^encia da série de Fourier para a, solução errada, tentou-se encontrar un mé
todo que não utilizasse a transfonnada de Fourier, mas que realizasse cálculos
24
somente no espaço real e com tempo computacional reduzido.
Este método utiliza-se de uma propriedade da Transfer
mada de Fourier que a correlaciona com a Integral de Convolução
|27|
III. 3. 3 - Desenvolvimento do Método de Convolução
No processo de Retro-projeção, o raio-soma P (í ; e)
(por exemplo, no ponto A, figura III. 6) que contem as informações
sobre a distribuição do coeficiente de atenuação linear ao longo
do raio A'B', é retro-projetado, ou seja, as células pertencentes
ao Raio A'B' recebem o valor do Raio-soma P (A'; 9), figura III.7.
Figura III. 7 - Quatro Projeções A, B, C e D de urna Seção Transver
sal de um Objeto, sendo RETROPROJETADAS.
Esses raios-soma, retro-projetados de diferentes pro-
25
jeções e que passam pelo ponto (r, 4>) são somados dando origem à
função * (r, ({>).
onde
• (r, 4.) = / P (r C O S (<!. - e), e) de (III. 16)
A função * (r, 4>) dá o valor qualitativo das variações
da função distribuição de coeficiente de atenuação linear e não o
valor real.
Uma das limitações da retro-projeção é de não definir
as fronteiras do objeto. Por exemplo: na reconstrução de um objeto
circular, surgem regiões fora da fronteira, com altos valores da
função * (r, 4>), dando-lhe uma forma estrelada, já que essas regi
ões recebem de todas as projeções apenas contribuições positivas,
figura III. 7.
O objetivo é então procurar uma nova função projeção ,
P' (l ; e ) , de forma a se obter uma reconstrução mais próxima da
real.
Na equação (III. 12) a transformada Inversa é:
r P (l; e) = / F (R; e) exp (- 2 ir i R l) dR
substituindo na equação (III. 16)
26
O
Reescrevendo a equação (III. 13)
F (R, e) exp (-2 ir i R r eos (* - e) lR| dR de
(III. 18)
Comparando as equações (III. 17) e (III, 18), verifica
se que diferem de um termo |R|, que pode ser interpretado como uma
função filtro, no espaço recíproco.
Definindo a função P' (l; e)como:
+00
P' (l; e) = / |R| F (R, e) exp (-2 TT i r i) dR (III. 19)
A equação (III. rl8) então fica:
r u (r, *) = / P' (r (eos (4» - e) ); e) de (III. 20)
A retroprojeção da função P' (l; e) resultará na obten
ção da função y (r, «j»), urna reconstrução real.
CCf/,!SSAC NAC;CK/L DE E N E R G I A N U C L E A R / S P - - li
É necessário encontrar urna relação entre P' (i; e) e
P (i; e ) , já que P (Z; e) é urna medida experimental e portanto um
dado conhecido, enquanto que P' (I; e) foi apenas d.efinida.
As equações ( I I I . 12) e ( I I I . 19) definem as Transfer
madas de Fourier:
7(P (I; e)) = F (R; e)
^(P' (I; e)) = |R| F (R; 6) ( I I I . 21)
Uma função q (I) é definida, tal que:
^ +GD
|R| = / q (I) exp (2 tr i R I) dl ( I I I . 22)
-QD
onde
|R| = ^(q ( D )
Aplicando-se o teorema de Convolução:
'M Transformada de Fourier da convolução de duas
funções e igual ao produto das Transformadas de
Fourier de cada função".
. Pela equação (III. 21)
'^(P' (l; e)) = T (q il) * p U; e ) ) .
Tirando-se a transformada inversa de ambos os termos:
P' ill e) = q (l) * p U; e)
Colocando na forma integral
+(D
P' (l; e) = / q (l^) p (l- i^; e) dl^ (III. 23)
Calculando q (l), . + 0 0
q ( Z ) = / |Rl exp ( - 2 ir i R l) dR ( I I I . 24)
-OD
O cálculo de q (l) não pode ser feito diretamente, já
que |R| diverge nos limites de integração. Substituindo os limites
de integração por A/2 e -A/2, obtem-se a função q ( Z ) que se apro
xima de q ( Z ) no limite de A + GD, ou no limite de a * G , já que
A = — , (Apêndice II). Si
\ (í) = j |R| exp (-2 IT i R i) dR (III. 25)
~ 2
Desenvolvendo-se a integral (III. 25), para Z --na, on
de n c í e a é a largura do Raio (Apêndice II).
¿a
q (na) = O para n = par
q (na) = - 1 2 2 2
ir n a para n = impar
q (na) = 4 a
para n = O
Discretizando a equação (III. 23), já que = ma, on
de m e Z
+00
P' (na; e ) = a q(ma) P ((n - m) a; 6 ) m=-QD
(III. 26)
Substituindo os valores de q (na)
P' (na; e) = P (na; e)
4 a 2 IT a p=impar
P ((n - p) a; e)
2 P
(III. 27)
A figura III. 8 mostra a função Projeção P (na; 9)con
voluindo'com a função filtro (no espaço real), dando origem a uma
nova função projeção filtrada P' (na; e ) .
Discretizando a equação (III. 20) em e, r e <j):
^ ^o' ^ *o^ = 'o X) ' t=l
j r^ eos (K • - t e ) ; t 6 o o o o
(III. 28)
onde J , K , t são inteiros positivos
r , «t> são incrementos de r e * o o
é o incremento na projeção
M é o número de projeções
p ( x )
I
I
P'(x )
i Y
Figura III. 8 - Convolução dando Origem à Função Projeção Filtra
da.
O problema é então resolvido com as equações (III. 27)
e (III. 28). Contudo, o argumento da equação (III. 28) (j r^ cos
(K - t 9Q))» não será sempre um múltiplo inteiro de a, tornando
se necessário interpolar entre os valores conhecidos de P', para
que se possa efetuar o somatório na equação (III. 28)
O método de convolução eliminaria portanto as falsas
fronteiras, já que regiões fora da fronteira recebem contribuições
positivas de algumas projeções e negativas de outras.
A figura III. 9 mostra a figura III. 7 modificada com
essa filtragem, onde o Pixel fora do círculo recebe cohtribuições
positivas das projeções A e B g negativas de C e D.
31
B
Figura III. 9 - Retro-projeção da Função Projeção Filtrada A, B,
C e D.
III. 4 - ALGORÍTMO DO MÉTODO
Um programa computacional foi escrito em Linguagem For
tran e implantado no Burroughs 6700 do NCE/UFRJ.
Esse programa é dividido em seis fases.
13 Fase
Dados de entrada: dimensão da matriz (número de raios)
número de projeções e intensidade não atenuada (^Q)» B. (largura do
RAIO).
Calcula-se a posição em coordenadas polares do ponto
central de cada Pixel, da matriz de reconstrução, figura III. 10.
1
1 if fe: if
0
k S
/ /
/
Figura III. 10-Localização de Cada Centro de Pixel (Ponto A) em
Coordenadas Polares.
25 Fase
É lida a intensidade atenuada (l) e calculado o Raio-
Soma para cada Raio de uma projeção, através da expressão:
P (n) = l n
para n c (N + 1) (N + 1)
2
onde N é a dimensão da matriz.
3s Fase
É feita a filtragem dos Raios-Soma P (n) obtendo-se
função PF (n), utilizando-se a equação IIII. 27),
33
4 . a n .a ^ p p=impar
42 Fase
Em seguida e calculado o argumento r cos ((t)-t e ) o
Com os dados obtidos na 3^ Fase, um conjunto de pontos
(na, P F (na)) da t-ésima projeção, é calculado o polinomio inter
polador SPLINE CÚBICO (Veja Apêndice III) para cada intervalo
(n - 1) a, na
para cada valor do angulo num determinado raio r. Caso seu valor
não seja um múltiplo inteiro de a calcula-se, através do polinomio
interpolador correspondente ao intervalo, o valor de
PF r C O S (í - t e )
o
53 Fase
É feita a retroprojeção, calculando-se o coeficiente de
atenuação em cada Pixel, usando-se a expressão que define a retro-
projeção. em coordenadas polares» equação (III. 28).
M
P (r. 0) = e^ J2 PF t=l
r C O S ((j) - t e ), e t o o
^CWiSSAO liACiOMAL Lt INER6IA N U C L E S R / s r
63 Fase
A mudança de coordenadas da função v (r, •[) é realiza
da de polares para cartesianas. Essas coordenadas são em seguida
relacionadas com a posição linha-coluna do elemento da matriz,pas
sando de \i (x, y) para n (I, J).
Para um número M de projeções, são repetidas a 2^, 3^
e 43 Fases, M vezes.
Torna-se assim possível a simultãniedade da tomada de
dados e ainálise dos mesmos.
A seguir é mostrado o fluxograma do programa montado.
35
C N , I o , M , o
CAlCULO DA POSIÇÃO DE CADA PIXEL
EM COORDENADAS POLARES
4a T T O P p2
SUBROnm QUE
- FAZ A CONVOLUÇÃO
( FILTRO }
INTERPOLA RARA OBTER
P F Í r c o s (O-teo))
M)--P (r , í> )+ e o . P F ( r C O S ( 4 l - t 9 o ) )
MUDANÇA DE COORDENADAS
J i ( r , ( | ) ) p ( x , y )
PASSAR DE p í x . y ) FARA j i { I , J )
{ L J ) - L I N H A - C O U J N A DA MATRIZ DE
RECONSTRUÇto
36
P (n) =
N N
S X W (I, J) . M (I, J)
1=1 J=l
onde
W (I, J) é a fração de área do Pixel (I, J) interceptada pelo raio
|37| n, chamada Função Peso ; figura IV. 1.
y (I, J) é o coeficiente d^ atenuação linear para o Pixel de posj^
ção (I, J).
a largura do pixel.
Os testes simulados foram feitos com o objetivo de res
ponder as seguintes questões:
1 - Qual o problema encontrado, quando houver interfaces
com uma grande variação nos valores do coeficiente de atenuação
CAPÍTULO IV
RESULTADOS
IV. 1 - TESTES SIMULADOS
Com o objetivo de se testar o algoritmo, foram feitos
testes simulados onde eram conhecidos os valores na distribuição do
coeficiente de atenuação linear v (I, J), que são usados no cálcu
lo do Raio-soma P (n) através da equação:
linear?
2 - Dada uma matriz (N x N),com quantas projeções se re
constrói a imagem de um objeto?
3 - A reconstrução melhora com o aumento da dimensão da
matriz?
Visando responder a essas perguntas, foram variados:
a) As dimensões da matriz (N x N) de coeficiente de
atenuação y (I, J) (valores de N de 15, 23 e 25) mantendo uma
largura de Pixel de 0,25 cm.
b) O coeficiente de atenuação linear y (I, J) (entre
0,2 a 0,7 cm""'") .
c) o número de projeções.
Neste trabalho, a matriz usada para a reconstrução de
imagem dos objetos citados no item (a) possui dimensões de 21x21,
33x33 e 35x35 que correspondem ao comprimento da diagonal do obje
to dividido pela largura do feixe (Raio ou Pixel).
O objeto é, portanto, circunscrito por urna circunfe
rencia cujo raio é a semi-diagonal do objeto em questão, como
mostra a figura IV. 1.
As figuras que serão mostradas neste capítulo são projeções iso
métricas da distribuição do coeficiente de atenuação de um plano
transversal x o y do objeto. Essas figuras dão uma visualização
qualitativa da distribuição dos coeficientes de atenuação.
\ \ N
\ K s N
\ " \
\ \ s \ s 1 \ \ N \ / \ V
4 \ \ V s s . \ ^
V \ \ s N \ \ N \
V \
N s \ [N, \ \
k \ \ \ \ \ s N \ \ s \ ,
S •4 s \
n - e s i m o r a i o
Figura IV. 1 - Esquema do Espaço Varrido pelo Conjunto de Raios
numa Projeção.
Para cada simulação calculou-se o índice de reconstru
ção, que mede a a c u r a d a da mesma e que pode também ser chama
do desvio relativo médio, é definido como:
\v. (RECONSTRUÍDO) - u (VERDADEIRO) | i ^
(VERDADEIRO!
i
ja
Os objetos simulados sao caixas contendo agua e blo
cos cúbicos com coeficientes de atenuação de 0,3,. 0,4 e 0,7cm"'^.
As paredes da caixa são de material com coeficiente de atenuação
igual ao da água, A atenuação para a energia de 60 keV do raio
gama da fonte A ' ^ é de 0,2 cm ^ para a água.
Para a matriz (21 x 21) foram feitas 3 simulações ,
representadas nas figuras IV. 2 A-C . Foram usadas 6, 12, 18,24,
30, 36 e 40 projeções para cada simulação, calculando-se o índi
ce de reconstrução (/?), Tabela IV. IA.
Para o caso da 1^ simulação foi montada a tabela IV.
IB com os índices de reconstrução calculados para a matriz mais
interna (13 x 13), obtida eliminando-se a borda do objeto,inter
face (AR-ÁGUA).
As figuras IV. 3A-C mostram a reconstrução da imagem
dos objetos das figuras IV. 2A-C para 24 projeções. 9
TABELA IV. IA - VALORES DE R (%) PARA AS SIMULAÇÕES (21 x 21)
^ \ P R O J E Ç Õ E S
3 IMULAÇÃO^^\^_^
6 12 18 24 30 36 40
1 22,1 7,5 3,5 2,3 2,4 2.7 2,7
2 30 10,3 5,3 4.4 4,2 3,8 3,8
3 37,3 15 9,4 7,5 7.5 7,3 6,9
Coeficientes de Atenuação •-1
0,4 cm
0,3 cm""
0,2 cm~^
F 1 G I V . 2 B : Ü B J F . T O S I M U L R D D
M R T R I Z 21X21
Coeficientes de Atenuação -1.
0,7 cm
0,3 cm
0,2 cm
Zero
-1
-1
F I G I V . 2 C : Ü B J F . T O S Í M U L R D D
M R T R I Z 21X21
TABELA IV. IB - VALORES DE M%)PARA SIMULAÇÃO (21x21) ELIMINÁNDO
LE A INTERFACE (AR-ÁGUA) - MATRIZ (13 x 13)
^\PROJEÇÕES
SIMULAÇAÒ\^^^
12 18 24 30 36 40
1 4,5 2,8 2,3 2,4 2,5 2,5
Para a matriz 33 x 33 foi simulado o objeto que se
encontra representado na figura IV. 4.
Foram feitas reconstruções com 12, 18, 24, 30, 36,40
e 45 projeções e calculado o índice de reconstrução, tabela IV.
2A.
A borda do objeto, interface (AR-ÁGUA), foi também e-
liminada e calculado o índice de reconstrução para a região inter
na, matriz (21 x 21), tabela IV. 2B.
A reconstrução de imagem para 36 projeções está re
presentada na figura IV. 5.
TABELA IV. 2A - VALORES DE if(%) PARA SIMULAÇÃO (33 x 33)
•SmZíhQ NACiCi./L CE L f . t R G I A NU C L
^"^\PROJEÇÕES
SIMULAÇÃO^\^^
12 18 24 30 36 40 45
1 11 5,8 3,5 2.3 1,9 1,8 2,1
Coeficientes de Atenuação
-1. 0,3 cm
0,2 cm
Zero
-1
F I G I V . 4 . ' O B J E T O SíMULfiDO
MRTRI7 33X33
Hi3
TABELA IV. 2B - VALORES DE R% PARA SIMULAÇÃO (33 x 33} ELIMI
NANDO A INTERFACE (AR-ÁGUA), MATRIZ 21 x 21
^ \ P R O J E Ç Õ E S
SIMULAÇÃO\^^
12 18 24 30 36 40 45
1 5,00 3,7.0 2 ,60 2,20 1,90 r , 8 0 1,98
As figuras IV. 6A-B representam as duas simulações
feitas com matriz 35 x 35 .
Foi us£.do o mesmo número de projeções da simulação
anterior.
As tabelas IV. 3A e IV. 3B mostram os valores obt¿
dos no cálculo do índice de reconstrução (/?), para cada reccns
trução, considerando todo o objeto (matriz 35 x 35) e apenas a
região interna, eliminando-se as bordas, interface(AR-ÁGUA),(ma
triz 23 x 23).
As figuras IV. 7A1 - 7A3 mostram reconstruções pa
ra 18, 24 e 36 projeções referentes à figura IV. 6A e as figu
ras IV. 7B1 - IV. 7B2 para 36 e,40 projeções referentes à figu
ra IV. 6B.
O gráfico IV - 1 mostra o comportamento do índice de
Reconstrução em função do número de projeções, utilizando os re
sultados obtidos nas Tabelas de IV. IA a IV. 3A.
bO
Coeficientes de Atenuação
0,3 cm
0,2 cm""
Zero
F I G I V . 6 R : O B J F T O SíMULfiDO
MRTRI7 3^X3^:
GRRKICCl I V . I - IND. DE RECONST, X NUM. DE PRCUEtOE^j
O A + X •i'
í
Z Y
M R T R I Z - 21X21 f L l H i N R M D C
M q i R I ? 21X21 M R T R I H . - 21X21 M A T R I Z - 33X33
U I M I N R N D C fl M R T R I Z - 35X35
f. l IMIMRNDC R M R T R I Z - 35X35
E .L IM INRNDC fl
S I M U L A C R O - l fl I N T E R F R C E t R R - R Ô U R ]
S I M U L R C R C - 2 S I M U L f l C R C - 3
I N T t R F . f R R - R C j R ] O iMULf lC f lO - 1
l N T f c ó , F . r R F ; - R G ! j R 3 OiMULRCRC! - 2
r N T í : . { \ F . tflR-nCURJ
1 2 . CO 3 6 . 0 0 1 I i
44 CO 5 2 . C C
58
TABELA IV. 3A - VALOR DE F% PARA SIMULAÇÃO (35 x 35)
^ \ P R O J E Ç Õ E S
SIMULAÇÃO'^^
12 18 24 30 36 40 45
1 12 6,4 3,6 2,5 1.7 1,6 2,0
2 13,6 7,5 4,9 3,7 2,9 2,9 3,3
TABELA IV. 3B - VALOR DE E% PARA A REGIÃO MAIS INTERNA ELIM^
NANDO-SE A INTERFACE (AR-ÁGUA)-MATRIZ 23x23
^\PROJEÇÕES
SIMULAÇÃ0\.
18 24 30 36 40 45
1 3,88 2,43 2,24 1,70 1,65 1,71
2 5,30 4,20 3,50 3,10 3,00 3,00
Com a finalidade de verificar a reconstrução para
objetos em que não haja grandes variações de densidade nas in
terfaces, simulou-se um objeto de forma circular, igual ao uti^
I 23 I '
1izado no trabalho de Ramachandran . É composto de três re
giões de densidade: um disco homogêneo com coeficiente de ate
nuação 0,1 cm~^, possuindo uma região, não centrada, com coef¿
ciente de atenuação
variando de 0,103 cm"''' a 0,139 cm ^
e uma região variada, circundando o disco homogêneo, com coef¿
cientes de atenuação entre 0,1 cm ''" e Zero . Portanto, a in-
~^ homogênea e ar, é suavizada pela região varia-
da, Tabela IV. 4A.
A matriz de reconstrução possui uma dimensão de 25 x
25, com 0,1 cm de largura de pixel. As reconstruções feitas com
6, 12 e 18 projeções tiveram seus índices de reconstrução calcu
lados, considerando-se apenas a região do disco homogêneo inclu
indo a região de alto coeficiente de atenuação, na tabela IV. 5.
A tabela IV. 4B e a figura IV. 8 representam a ima
gem reconstruída, de uma forma quantitativa e qualitativa, com 6
projeções.
TABELA IV. 5 - ÍNDICE DE RECONSTRUÇÃO (R)
^^"-^-^ROJEÇÕES^ 6 12 18
R % 2,00 1,60 1,66
Uma aplicação importante de Tomografia, na area medi_
ca, é o desenvolvimento de medidas precisas da densidade óssea
no esqueleto humano, investigando a concentração de cálcio e ou
tros elementos.
Com o objetivo de testar o algoritmo desenvolvido nes
te trabalho, na área médica, simulou-se a reconstrução de uma se_
ção transversal do braço humano. Os valores para os coeficientes
TABELA IV. 4 A
0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 4 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0
0 0 0 0 0 0 0 0 5 9 13 15 16 15 13 9 6 0 0 0 0 0 0 0 0
0 0 0 0 0 0 6 13 21 30 38 43 44 43 38 30 21 13 6 0 0 0 0 0 0
0 0 0 0 0 9 20 34 50 64 74 80 81 80 74 64 50 34 20 9 0 0 0 0 0
0 0 0 0 11 25 44 66^ 83 94 98 99 100 99 98 94 83 66 44 25 11 0 0 0 0
0 0 0 9 25 48 74 9 * 99 100 100 100 100 100 100 100 99 93 74 48 25 9 0 0 0
0 0 6 20 44 74 95 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 95 74 44 20 6 0 0
0 0 13 34 65 93 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 93 56 34 13 0 0
0 6 21 50 83 99 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 99 83 50 21 5 0
0 9 30 64 94 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 • 100 100 100 94 64 30 9 0
0 13 38 74 98 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 98 74 38 13 0
0 15 43 80 99 100 100, 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 99 80 43 15 0
4 15 44 81 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 81 44 16 4
0 15 43 80 99 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100 99 80 43 15 0
0 13 38 74 98 100 100 100 100 100 100 103 105 103 100 100 100 100 100 100 98 74 38 13 0
0 9 30 64 94 100 100 100 100 100 103 114 124 114 103 100 100 100 100 100 ' 94 64 30 9 0
0 6 21 50 83 99 100 100 100 100 105 124 139 124 105 100 100 100 100 99 83 50 21 5 0
0 0 13 34 56 93 100 100 100 100 103 114 124 114 103 100 100 100 100 93 56 34 13 0 0
0 0 6 20 44 74 95 100 100 100 100 103 105 103 100 100 100 100 95 74 44 20 5 0 0
0 0 0 9 25 48 74 93 99 100 100 100 100 100 100 100 99 93 74 48 25 9 0 0 0
0 0 0 0 11 25 44 65 83 94 98 99 100 .99 98 94 83 66 44 25 11 0 0 0 0
0 0 0 0 0 9 20 34 50 64 74 80 81 80 74 64 50 34 20 9 0' 0 0 0 0
0 0 0 0 0 0 T O 13 21 30 - 38 43 44 43 38 30 21 13 6 0 0 0 0 0 0
0 0 0 0 0 0 0 L O 6 9 13 15 16 15 13 9 6 0 0 0 0 ,0 .0 0 0
0 0 0
1) 0 0. 0 0 i 0 0 0 0 0 4 0 0 0 0 0 0 0 0 "O 0 0 0
Tabela IV. 4 A - Objeto Circular Simulado com 3 Regiões de Densidade: Homogénea,
Oí
o
Alta e Variada - Matriz 25 x 25. - y (I, J) x 10 _3
TABELA IV. 4 B
0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 8 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 15 24 20 18 23 18 20 24 15 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 1 10 26 34 40 49 56 49 40 34 26 10 1 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 19 22 37 54 64 72 82 91 82 72 64 54 37 22 19 0 0 0 0 0 0 0 0 0 31 40 54 71 85 93 100 102 108 102 100 93 85 71 54 40 31 0 0 0 0 0 0 0 13 34 55 80 98 100 99 103 111 103 99 100 98 94 80 55 34 13 0 0 0 0 0 1 20 49 76 102 105 102 100 99 103 108 103 99 100 102 105 102 76 49 20 1 0 0 0 0 10 37 70 92 105 106 104 99 97 101 107 101 97 99 104 106 105 92 70 37 10 0 0
0 16 25 54 84 98 103 107 105 99 97 100 107 100 97 99 105 107 103 98 84 54 25 16 0 0 30 37 64 93 99 100 103 105 101 97 100 106 100 97 101 105 103 100 99 93 54 32 30 0 0 27 47 78 103 99 98 99 104 103 98 99 104 99 98 103 104 99 98 99 103 78 47 27 0 0 17 51 86 105 104 100 97 100 102 99 98 102 98 99 102 100 97 100 104 105 86 51 17 0 1 14 48 86 105 109 - r o s 101 101 101 101 99 104 99 101 101 101 101 105 109 105 85 48 14 -1 0 14 45 78 99 103 104 102 101 100 100 99 101 99 100 100 101 102 104 103 99 78 45 14 0 0 20 39 •71 98 98 100 100 101 101 100 103 107 103 100 101 101 100 100 98 98 71 39 20 0 0 27 37 66 96 102 102 101 100 100 104 114 124 114 104 100 100 101 102 102 96 66 37 27 0 0 22 33 62 92 105 105 105 103 102 108 123 137 123 108 102 103 105 106 105 92 62 33 22 0 0 0 13 39 73 92 101 100 103 102 104 114 124 114 104 102 103 100 101 92 73 39 13 0 0 0 0 • ' - ! ) 18 47 71 95 101 103 103 102 105 109 105 102 103 103 101 95 71 47 18 -1 0 0 0 0 0 12 33 52 78 95 101 102 101 102 106 102 101 102 101 95 78 52 33 12 0 0 0 0 0 0 0 33 39 54 72 85 96 103 101 104 101 103 96 85 72 39 33 0 0 0 0 0 0 0 0 0 16 20 35 55 68 74 80 87 80 74 68 55 35 20 16 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 -1 10 30 39 40 47 53 47 40 39 30 10 -1 0 Ó 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 20 25 19 16 21 16 19 26 20 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 7 0 0 0 0 0 0 0 0- 0 0 0 0
>t '\ / í- L c 1
Tabela IV . 4 B - Reconstrução com 6 Projeções - Matriz 25 X 25 • V (I, J ) 10-^
de atenuação em cada região do osso foram obtidos do trabalho de
|38| Hangartner . Esses valores, para raios gama de energia de 60
241 ~ -1 KeV da fonte de Am , sao: 0,2 cm para os tecidos envolventes
e a região do osso esponjoso (trabecular) e 0,5 cm ^ para a re
gião do osso compacto (cortical).
A seção do ante-braço simulada (ossos rádio e cubito)
está representada na figura IV. 9.
A dimensão da matriz de reconstrução é 41 x 41, com
largura de pixel igual a 0,1 cm.
A tabela IV. 6 mostra os valores do índice de recon£
trução (/?), para o caso de reconstrução com 40, 45 e 60 pro jeções.
A reconstrução com 40 projeções está representada na figura IV.
10.
TABELA IV. 6 - VALORES DO ÍNDICE DE RECONSTRUÇÃO (/?), PARA A SI
MULAÇÃO DO OSSO.
^""'""'--R^OJEÇÕES^ 40 45 60
R % 6,66 6,65 6,64
Além de obter boas reconstruções, o algoritmo usando
^¿todo analítico (convolução) montado neste trabalho, possui
maior rapidez na análise dos dados, em comparação com outros mé
todos. Este fator é importante para tomógrafos médicos comerciais
com alta velocidade de aquisição de dados, já que a aquisição e
análise de dados é feita simultaneamente.
Para se ter uma idéia do tempo de processamento gas
to, montou-se uma tabela com o tempo (em segundos) para cada si
mulação - Tabela IV. 7. Pelos dados da tabela, observa-se uma
certa linearidade do número de projeções com o tempo para cada
matriz de reconstrução.
TABELA IV. 7 - TEMPO DE PROCESSAMENTO PARA MATRIZES DE RECONSTRU
ÇÃO N X N COM DETERMINADO NÚMERO DE PROJEÇÕES
\ ^ N X N
PROJEÇÕES*--.. 21x21 25x25 33x33 35x35 41x41
6 5,5 7,0 12,0
12 11,6 12,4 28,6 40,0
18 13,3 18,0 38,4 44,0
24 17,5 •
65,0 71,0
30 21,0 71,0 75,0
36 28,6 87,0 83,0
40 37,7 99,0 98,0 131,0
45 141,0
60 173,0
Tempo em segundos
CAPITULO V
DISCUSSÕES E CONCLUSÕES
Para a interpolação usada no algoritmo analítico (con
volução), foi necessária a utilização de um método em que o erro
não dependesse do número de pontos que no caso seria o número de
Raios. Foram assim, de início, eliminados os seguintes métodos:
Polinomio de Interpolação de Newton, de Lagrange e Mínimos Quadra
dos.
Testou-se a interpolação linear, que ajusta uma curva
sobre os pontos, através de retas traçadas de dois em dois pontos.
Em seguida, utilizou-se o método de interpolação SPLI^
NES CÚBICA, que molda uma curva aos pontos dados, através da cons
trução de polinómios de 3 9 grau, em cada intervalo considerado.
Comparando os resultados das duas interpolações, en
controu-se um erro menor no uso da SPLINES CÚBICA, o que era espe
rado, já que a curva construída se aproxima mais da curva real.Ba
seado nestes resultados, o algoritmo foi montado, incorporando a
interpolação SPLINES CÚBICA.
Para a reconstrução de matriz (21 x 21), (Tabela IV.
IA), foi obtida uma boa reconstrução (/? < 2,7%) a partir de 24 pro
jeções, com o menor índice de reconstrução obtido para 24 proje
ções, para o caso da primeira simulação.
Para a 1» simulação, Figura IV. 2A, comparando-se as
Tabelas IV. IA e IV. IB, pode-se verificar que para. 24 e 30 pro
jeções, os valores de R permaneceram os mesmos. Portanto, com es
se número de projeções os erros na interpolação,devidos à descon
tinuidade na interface AR-ÁGUA foram minimizados.
Para um número maior de projeções o valor de R prati^
camente não se altera, não se obtendo informações adicionais a
respeito do objeto.
Para a 2^ e 3^ simulações, Figuras IV. 2B e IV. 2C ,
verifica-se pela Tabela IV. IA que, devido ao aumento do número
de interfaces com descontinuidades nos valores dos coeficientes
de atenuação, não foi obtido um valor mínimo para R. No entanto,
a partir de 24 projeções o valor de R passa a sofrer pequenas va
riações (menores que 10%), mostrando que o aumento do número de
projeções não adiciona informações relevsintes a respeito do obj£
to analisado. r
Os valores de R sofrem um aumento dais para a 3^ simu
lação, devido aos erros de interpolação causados pelo aumento da
variação dos valores do coeficiente de atenuação na interface BLO
CO-ÁGUA, já que a atenuação dos blocos é variada de 0,3 cm ^ a
-1 0,7 cm .
Na reconstrução da matriz (33 x 33) (Tabela IV. 2A)
foi obtida uma boa reconstrução (R < 2,7%) a partir de 30 proje
ções com os menores índices para 36 e 40 projeções.
As informações obtidas pela análise dos valores de R
nas Tabelas IV. 2A e IV. 2B são as mesmas obtidas nas Tabelas
IV. IA e IV. IB para a 1^ simulação.
Na reconstrução (35 x 35), cujos resultados são mos
trados nas Tabelas IV. 3A e IV. 3B, para a 1? simulação foi obti^
da uma boa reconstrução a partir de 30 projeções. Para 36 e 40
projeções obtiveram-se os menores índices, tanto na 1^ simulação
quanto na 2^. Portanto, com esse número de projeções, o erro na
interpolação é reduzido ao mínimo.
Numa comparação entre as Tabelas Iv. 3A e IV. 3B, ob
serva-se que foram obtidas as mesmas informações das Tabelas IV.
IA e IV. IB. No caso da 2^ simulação, os valores de R para 36 e
40 projeções aumentaram na Tabela IV. 3B. Este resultado mostra
que o erro causado pelo aumento da variação da atenuação nas in
terfaces é compensado quando toda a matriz do objeto é considera
da, já que os erros causados pela descontinuidade na borda são
minimizados com 36 e 40 projeções.
Na simulação do disco. Tabela IV. 4A foi obtida uma
boa reconstrução para todas as projeções .testadas. Neste -.-.ca^o,
são necessárias apenas 6 projeções para a reconstrução,Tabela IV.
4 B e Figura IV. 8. Este fato é devido a não haver grandes decon
tinuidades nas interfaces, ou seja, as variações são suaves.
Foi verificado que a reconstrução da região variada,
externa ao disco, não foi boa, obtendo-se um índice de reconstru
ção (R) maior que 9%. Neste caso tornou-se necessário o aumento
de número de projeções para obter-se boas reconstruções.
Para a simulação do osso. Figura IV. 9 não foi obti
da uma boa reconstrução quantitativa da imagem (/? > 6%), já que,
para os valores de coeficiente de atenuação nas interfaces, obti_
veram-se erros relativos maiores que 10%. Porém, qualitativamen
te foi possível delimitar as regiões do osso, como se pode ver
pela Figura IV. 10.
O alto valor obtido para R é devido ao grande número
de interfaces com descontinuidades nos valores do coeficiente de
atenuação, acarretando um aumento do erro de interpolação.
f,
Para esta simulação, foram feitas reconstruções, ape
nas a partir de 40 projeções, tendo em vista que nas simulações
anteriores, o menor índice de reconstrução foi obtido para o nú
mero de projeções em torno da dimensão da matriz.
Dos resultados simulados pode-se concluir:
1 - Para objetos com uma distribuição contínua de
coeficiente de atenuação podem-se obter boas reconstruções (quan
titativa) com poucas projeções. Reconstruções são obtidas com ín
dice de reconstrução (/?) menor que 2%.
2 - No caso de objetos em que o coeficiente de ate
nuação varie muito nas interfaces, a melhor reconstrução é encon
trada com o número de projeções em torno do valor da dimensão da
matriz de reconstrução. Para o caso de haver um grande número de
interfaces com essa variação, a reconstrução quantitativamente
não é boa, contudo pode-se distinguir regiões de altaebaixa den
sidade.
3 - Quanto maior a dimensão da matriz de reconstrução,
melhor a reconstrução para o mesmo número de projeções.
O algoritmo montado neste trabalho é viável, tanto em
termos de tempo de processamento, quanto em termos de acurácia,
j '.^ já que mesmo para imagens complexas (grande número de interfaces)
são obtidas boas reconstruções qualitativas. Essa boa reconstru
ção qualitativa, diferenciação entre regiões de alta e baixa den
sidade em um corpo, é importante para diagnósticos, na área méd¿
ca, devido á necessidade de se obter um resultado visual.
Todo o algoritmo de retroprojeção filtrada foi monta-
72
do em cima de um único filtro teórico |R|, deduzido matematica
mente. Existem porém outros filtros, variações deste, utiliza
dos com dados experimentais, na tentativa de melhorar a imagem
obtida, diminuindo a relação entre ruído e sinal. A escolha de
um filtro depende, principalmente, da estrutura do objeto em es
tudo, assim como do grau de resolução desejada na imagem a ser
obtida.
Estes filtros podem ser incorporados ao programa mon
tado, apenas com a mudança da subrotina que realiza a filtragem
das projeções.
Torna-se interessante a continuação deste trabalho,
testando-se o programa montado com dados experimentais, compa
rando-se os diversos filtros usados na reconstrução de determi
nados objetos para melhorar a resolução da imagem obtida.
BIBLIOGRAFIA
|1| - BRACEWELL, R. N., "Strip Integration in the Radio Astrono
my", Aust. J. Phys., 9, 198-217 (1956).
|2| - BROOKS, R. A. e CHIRO, G. D., "Principles of Computer As
sisted Tomography (CAT) in Radiographic and Radioisotopic
Imaging", Phys. Med. Biol., USA, vol 21, ne 5, 689-732
(1976).
|3| - RADON, J. "On the Determination of Functions from their
Integrals along Certain Manifolds", Ber. Saechs. Akad.Wiss,
Leipzig Math. Phys. Kl. 69, 262-277 (1917).
|4| - KUHL, D. E. e EDWARDS, R. Q. - "Image Separation Radioiso
tope Scanning", Radiology 80, 653-661 (1963).
|5| - OLDENDORF, W. H., "Isoiated Flying Spot Detection of Radio
density Discontinuities-Displaying the Internal Structural
Pattern of a Complex Object", I.R.E. Transactions on Bio
medical Electronics, 8, 68-72, (1961).
|6| - VAINSHTEIN, B. K; "Finding the Structure of Objects from
Projections", Sov. Phys. Crystallogr., 15, 781-787 (1971).
|7| - GORDON, R. e HERMAN, G. T. "Three Dimensional Reconstruct!,
on from Projections: A Review of Algorithms", Int. Rev.
tel., USA, 38, 111-151 (1974).
|8| - HOUNSFIELDjG. N. - "Computerized Transverse Axial Scanning
(Tomography):Part I. Description of System", British Jour
nal of Radiology, 46, 1016-1022 (1973).
|9| - LEDLEY, R. S., CHIRO, G. D., LUESSENHOP, A. J. e TWIGG, H.
L. "Computerized Transaxial X-Ray Tomography of the Human
Body", Science, 186 (1974).
|10| - BOCAGE, E.M., (1921) Patent ne 536464, Paris, France, cita
do no "HISTORY OF TOMOGRAPHY" por J. Massiot, Medicina Mun
di, 19 (3), 106-115 (1974).
1111 - TAKAHASHI, S. - "ROTATION RADIOGRAPHY", Japan Society for
the Promotion of Science, (1957).
«
1121 - CORMACK, A. M. - "Representation of a Function by its Line
Integrals with some Radiological Applications", J. Appl.
Phys. 34, 2722 - 2727 (1963).
|13| - BERRY, M. V. GIBBS, D. F. "The Interpretation of Optical
Projections", Proc. Roy. S o c , Ler.A 314, 143-152 (1970).
ft '
1141 - JUNGINGER, H, G. e VAN HAERINGEN, W. "Calculation of Three-
dimensional Refractive-Index Field using Phase Integrals" ,
Opt. Commun. 5 (l), 1-4 (1972).
1151 - BATES, R. H. T. e PETERS, T. M., "Towards Improvements in
Tomography, N. Z. J. Sol., 14, 883-896 (1971).
1161 - MUEHLLEHNER, G. e WETZEL, R. A. "Section Imaging by Compu^
ter Calculation", Journal of Nuclear Medicine, 12(2) 76-
-84 (1971).
|17| - DE ROSIER, D. J. e KLUG, A. "Reconstruction of Three-Dimen
sional Structures from Electron. Micrographs, Nature (Lon
don) 217, 130-134 (1968).
|18| - KAY, D. B., KEYES, J. W. e SIMON, W. "Radionuclide Tomogra
phic Image Reconstruction Using Fourier Transform Techni
ques", J, Nucl. Med. 15, 981-986 (1974).
1191 - MERSEREAU, R. M., "Recovering Multidimensional Signals from
Their Projections, Computer Graphics and Image Processing",
1, 179-195 (1973).
1201 - CROWTHER, R. A., DE ROSIER, D. J. e KLUG, A. "The Recons
truction of a Three-Dimensional Structure from Projections,
and its Application to Electron Microscopy", Proc. Roy.Soc.
? -
i
Ser A 317, 319-340 (1970).
|21| - DE ROSIER, D. J., "The Reconstruction of Three-Dimensional
Images from Electron Micrographs", Contemp. Phys. 12 (5),
437-452 (1971).
|22| - BRACEWELL, R. N. e RIDDLE, A. C , "Inversion of Fan - Beam
Scans in Radio Astronomy", Astrophys. J. 150 (2),425-434,
(1967).
1231 - RAMACHANDRAN, G. N. e LAKSHMINARAYANAN, A. V. "Three-Dimen
sional Reconstruction from Radiographs and Electron Micro
graphs: Application of Convolutions Instead of Fourier Trans
forms", Proc. Nat. Acad. Sci., US, 68 (9) 2236-2240 (1971).
|24| - RAMACHANDRAN, G. N. e LAKSHMINARAYANAN, A. V. "Three-Dimen
sional Reconstruction from Radiographs and Electron Micro
graphs: Part III - Description & Application of the Convo
lution Method", Indian'J. Pure Appl. Phys. 9, 997-1003,
(1971).
1251 - HERMAN, G. T. e ROWLAND, S. "Three Methods for Reconstruct
ing Objects from X-Rays; a Comparative Study", Comput. Gra
phics Image Process 2, 151-178 (1973).
1261 - EVANS, R. D. "THE ATOMIC NUCLEUS", McGraw-Hill, New York,
(1955) .
1271 - SPIEGEL, M. R., "FOURIER ANALYSIS", Shaum's Outline Series,
(1974).
1281 - PANTON, D. M. "Mathematical Reconstruction Techniques in
Computer Axial Tomography", Math. Scientist, Austrália, 6,
87-102 (1981).
1291 - BUCHMANN, F. "The Future of Computed Tomography", Medicamun
di, Germany, vol. 26, n^ 1, (1981).
1301 - CHO, Z. H., AHN, I., BÖHM, C. e HUTH, G. "Computerized Ima
ge Reconstruction Methods with Multiple Photon/X-Ray Trans
mission Scanning", Phys. Med. Biol., 19, ne 4, 511-522 (1974).
|31| - RAMACHANDRAN, G. N. "Reconstruction of Substance from Sha
dow" Proc. Indian Acad. Sci., 73A, 14 (1971).
132 I - HOUNSFIELDjG. N. "Computerized Transverse Axial Scanning
(Tomography): Part I - Description of System", British Jour
nal of Radiology, 46, 1016-1022 (1973).
1331 - KRUGER, R. P. e CANNON, T. M. "The Application of Computed
Tomography, Boundary Detection, and Shaded Graphics Recons
truction to Industrial Inspection, Innovative and Advanced
Radiography, 2-4, August (1977).
|34| - SWINDELL, W. e BARRETT, H. H. "Computerized Tomography: Ta
king Sectional X-Rays", Physics Today, December (1977).
1351 - MERSEREAU, R. M. e APPENHEIM, A. V. "Digital Reconstruction
of Multidimensional Signals from their Projections" Proceed
ings of the IEEE, vol. 62, ne 10 (1974).
1361 - KAMBIC, G. X. e WAKE, R. H. "Computed Tomography with an X-
Ray Transmission Pencil Beam Scanner" IEEE Transactions on
Nuclear Science, vol. NS - 24, n^ 2, April (1977).
1371 - POGOSSIAN, M. M. "Basic Principles of Computed Axial Tomo
graphy", Seminars in Nuclear Medicine, vol. VII, n? 2(1977).
1381 - SANTOS, C. A. C. "Um Algoritmo em Tomografia Computadoriza
da Aplicada ém Testes Nao-Destrutivos", Tese de Mestrado ,
COPPE/UFRJ (1982). ^
|39| - HANGARTNER, T. N. e Overton, T. R. "Quantitative Measurement
of Bone Density using Gama-Ray Computed Tomography", Journal
of Computer Assisted Tomography, vol. 6 1156-1162 (1982).
|40| - SHAMPINE, L. F. e ALLEN JR, R. C. "NUMERICAL COMPUTING: AN
INTRODUCTION" ' . h - . í í í . í NAC!CNn DE ENERGIA NUCLE/ . ' •
APÊNDICE I
de Fourier existe
+QD
F (X, Y) =
invertendo:
1 2 7
2 TT i (xX + yY) dx dy (A. 1)
+GD
- 2 T t i (xX + yY) dX dY (A. 2 )
-CD
onde X , y são coordenadas no espaço real e X, Y são coordenadas no
espaço recíproco.
ESPAÇO REAL ESPAÇO RECIPROCO
DEMONSTRAÇÃO DAS EQUAÇÕES (III. 12) e (III. 13)
Seja n (x, y) a função distribuição de coeficiente de
atenuação linear de um corpo. Como o corpo possui massa e dimen
são finitas, pode-se dizer que | P ( X , y)|é uma função' limitada,ou
seja y (x, y) é absolutamente integrável. Assim a sua Tranformada
"80^
onde
X = r cos $
y = r sen $
X rr R eos *
Y = R sen *
Em coordenadas polares a equação (A. 2 ) fica:
+00
M (r, <. ) = / / F (R, * ) exp
2 .
u (r, 4, ) = / / F (R, * ) exp
O'O
- 2 ir i r R eos -<j)
- 2 TT i r R eos - <¡>)
|R| dR d*
R dR d*
(A. 3)
Aplicando a definição de Raio-soma:
P (x) = f y (x, y) dy
.+CD /-QD
- 2 TT i (xX+yY) dX dY dy =
- 2 7r i yY dy > dX dY
exp
- Q ü
-2Tr i yY = 6 ( y - O)
"+CD
F (X, Y) 6 (Y - O) dY
= F (X, o) p/ Y = O
= O p / y 40
j Escolhendo a solução não trivial, ou seja, Y=0
+CD ^ +CD
V (x, y) dy = / F(X, O) exp (-2 n i xX) dX -1 4
-® ^ ^ -CD
j P(x) = / F(X, O) exp (-2 Tt i xX) dX (A. 4)
j invertendo a equação (A. 4)
i r t F (X, O) = / P(x) exp (2 11 i xX) dX (A. 5)
i - 4 i
I Seja o sistema real x o y e o recíproco X o Y coincidentes, mes-
] ma origem , figura III. 7. j i
j Verifica-se que Y=0 corresponde a * = 0 , no espaço re
I cíproco.
Assim
F (X, O) = F(R, O) onde X e (O, QD) e R e (O, QD)
F (X, O) = F(R, ir) onde X e ( -QD, O) e R e ( -QD, O)
Girando-se o sistema real de um ângulo e, é demonstra
do que o sistema recíproco sofrerá a mesma transformação
Obtem-se assim um novo sistema x'o y ' e X ' o Y '
As equações de transformação são:
(x', X') = (x, X) C O S e + ( y , Y) sen e
(y', Y')='(x, X) sen 6 í) (y, Y) cos e
No novo sistema de coordenadas:
.+CD
P (x') = / p (x', y«) dy'
-GD +GD
F (X', O) = / P(x») exp
'-QD
Em coordenadas polares:
2 n i x' X ' dx' (A. 6)
F (X', O) = F ( R , e) para X' e (-GD, + (D) e Re(-QD, + CD)
ou
F (X* , O) = F ( R . e ) p/ X ' t I O, + CD e R e | O. + QD)
F ( X ' , O) = F ( R , e + n) p / X ' e (-QD, 0|e R e | O, + QD)
Reescrevendo a equação (A. 4) em coordenadas polares:
.QD
F (R, e) = / P(l; e) exp (2 ir i l R) dl
'-GD
(A. 7)
Obtendo-se experimentalmente P ( l ; e) com valores de
l c (-QD, +GD) para cada valor de ângulo 6 c |_0, n ). Tem-se, assim
um grupo completo de F (R, e) e assim v (r, *) pode ser reconstruí^
da usando-se as equações
2 V ± l R dl
-2 n 1 r R C O S (((, - e) R dR diji
O modelo matemático descrito acima é conhecido como mé
todo analítico de Reconstrução usando-se Transformada de Fourier.
Í.ÂÜ1CNÍL LE tíiERGiA N U C L E /
APÊNDICE II
DESENVOLVIMENTO DA EQUAÇÃO (III. 24)
|23| Expandindo-se |R | em sua série de Fourier de perío
do A, onde A = — a
R I = C (na) exp (2 ir i R ^) a = largura do raio
n = inteiro qualquer -GD
Calculando-se C (na)
.A/2 .A/2
|R| exp (-2 TV i R ^) dR = / C(na) dR
-A/2
C (na) R
A/2
-A/2
A/2 -A/2
|R| exp (-2 TT i R dR A
/-A/2
A/2
C (na) = W |R| exp (-2 ir i R j) dR
'-A/2
.A/2
C (na) = a / |R| exp (-2 ir i R na) dR
-A/2
C(na) = a q^ (na)
assim +QD
= a q^ (na) exp (2 ir i R n ^)
-CD
(B. 1)
2
85
que é a integral (III. 21) escrita sob a forma de somatório, ou se
ja, considerando-se l = na (discreto).
Tomando-se o limite da equação (B. 1) quando A CD, ou
seja a + O, volta-se à forma integral (III. 21) e q (na) se apro-
xima de q (na).
Assim sendo, podemos calcular q (na) ao invés de q(na)
A/2
q^ Ona) = / |R| exp (-2 ir i R na) dR =
O ''-A/2 ^A/2
-R exp (-2 iT i R na) dR + / R exp (-2 ir i R na) dR =
^-A/2
O i R exp (-2 ir i R na)
2 ir na
O
i exp (-2 ir i R na) + / dR +
-A/2 '-A/2
2 ir na
i R exp (-2 ir i R na)
2 ir na
i A exp (TT i A na)
4 ir na
dR =
O
exp (-2 ir i R na
(2 ir na)
i A exp ( - i r i A na)
4 ir na
exp (-2 ir 1 R na) 2
(2 iT na)
-A/2
A/2
O
tomando A = l/a
Ö O
(na) =
nln -nin i ( - n + e )
4 T na2 (2 ^ na)' -2i- sen ( m T )
I r i n -ïïin i ( e + e )
(2 IT na)' 2 cos ( n i r )
para n = par q (na) = ^ + - - = 0
(2 ir na) (2 n na)
para n = impar q (na) = - 4 -1 2 2 2 2
(2 11 na) ir n a
para n = 0
q^ (na) =
^ 0 A/2
|R| dR = / -R dR + / R dR =
"'-A/2 'lA/2
R_
2
R
-A/2
A/2
A^ A^ = + — + —
8 8 4 4 a'
or
APÊNDICE III
MÉTODO DE INTERPOLAÇÃO SPLINES CUBICA * *
Sejam os pontos com ordenadas f (x^), f (x^),
I
f (x ) com abcissas x., x. x ordenadas da forma a = x^ <-n O 1 n O
< X , < ... < x =b. 1 n
A função S (x), chamada Spline Cubica é definida pe
las seguintes propriedades:
.(I) S (x) é continua com as derivadas de 1^ e 2^ ordem no inter
valo I a, b I .
(II) S (x^) = f^ , i = 0, 1 n
(III) S (x) é um polinomio cúbico em cada intervalo,
^ ' ^i+1 , i = 0, 1 n=l.
( I V ) s " ( X q ) = 0, s " (x^) = 0
Ja que S^ (x) é um polinomio, S^ (x) é linear e pode
ser expresso na forma.
o"/ ^ ^i + 1 " ^i = i — í T — ^ ^.1 - T r
ie. 1)
i = O, 1, ..., n-1
88
r
onde h. = X. , -i 1+1 i
(x) 2 S (x) p/ X e L^i» x ^ ^ J
Integrando duas vezes a equação (C. 1) e calculando-se as constan
tes de integração através das condições: S (x )=:f , S'(x )=f 1 i i i i+1 i+1
obtém-se: S j , 3 s . 3
^i = F i T ^^i+i - r í : - ^
1 i
f. 1 B h. f, s. h. / 1+1 1+1 1 . / . , 1 1 1 , ,
^ ^ " K - - — r - ^ - ^i^ ^ t - ~ r - ^ ^^+1 - '
i = o, 1, .... n - 1 (C. 2)
Torna-se necessário o calculo de s . e s . 1 1+1
Diferenciando a equação (C. 2) e aplicando a condição
de continuidade da derivada primeira
i = 1, .... n-1 (C. 3)
Reescrevendo (C. 3).
-OÍ;-
^ - 1 ^ - 1
T - ^ - 1 ^ ' ^ T^-^ ^ V i = ^ = ' 2 n-l
f - f f - f 6 , 1+1 í 1 1-1,
^-i ^ TT^ ) ( c . 4) " • i ^ ^1-1
Definindo
s ^ f í ^ i i* 1=1, 2, n (C. 5)
Aplicando as condições S Q = 0 , obtem-se p ^ = O e T ^ = 0 .
Substituindo (C. 5) em (C. 4) obtem-se
d. - - - — T . 1 h. 1
. . . s . t i 1+1
h._ h._ • h h ^ ^ p, + 2 (1 + P. + 2 (l+-è^) (C. 6) ^ i h. ' h. "1 h.
onde
^ + 1 = - — ' + 1 = •
1^7" 1 - ^ 2 ( 1 - — ) — ^ ^ 2 (1 + — )
Com as condições s^ = O e P^^ = = O podemos calcu
lar s pela equação (C. 6) e em seguida calcular o valor do po
linomio (C. 2) no intervalo i.