Microsoft Word - Apostila Tc

FISICA BÁSICA DA TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA Apostila da disciplina Tomografia Computadorizada do Curso Tecnológico de Radiologia da UNCISAL Profª Maria Lúcia Lima Soares Esta apostila é uma compilação de numerosas fontes e tem como único objetivo orientar o estudo dos alunos do 4º período em relação à disciplina “Tomografia Computadorizada” para o fim específico da primeira avaliação do semestre 2009-1.

Introdução Nos últimos 40 anos nenhum desenvolvimento tecnológico na área de imagem foi tão importante quanto a Tomografia Computadorizada (TC). Avanços na tecnologia helicoidal e subsequentemente na tecnologia de múltiplos detectores, tem oferecido tantas opções que chega a ultrapassar nossa capacidade de atualização. No final da década de 50 os componente necessários já estavam disponíveis, mas foi apenas em 1967 que o projeto da TC foi apresentado pelo engenheiro inglês Sir Godfrey Hounsfield (1919-2004) e pelo físico sul-africano Allan M. Cormack que desenvolveu a parte matemática. Ambos receberam o prêmio Nobel de Medicina de 1979 .

Allan M.Cormack e Sir Godfrey Hounsfield

Princípios básicos Os princípios físicos da Tomografia Computadorizada (TC) são os mesmos da radiografia convencional. Para a obtenção de imagens são utilizados os Raios-x (RX). Enquanto na radiografia convencional o feixe de RX é piramidal e a imagem obtida é uma imagem de projeção, na TC o feixe é emitido por uma pequena fenda e tem a forma de leque. o Na tomografia computadorizada o tubo de RX gira 360 em torno da região do corpo a ser estudada e a imagem obtida é tomográfica ou seja são obtidas “fatias” (slices em inglês). Em oposição ao feixe de RX emitidos temos um sistema detector de fótons que gira sincrônicamente ao feixe de RX, mas que também pode ser fixo nos tomógrafos mais modernos. Como na radiografia convencional as características das imagens vão depender das informações colhidas a respeito da absorção de fótons pelo objeto em estudo. Dessa forma, a quantidade de fótons recebidos pelos detectores depende da espessura do objeto e da capacidade deste de absorver os RX. Os detectores de fótons da TC transformam os fótons emitidos em sinal analógico. Quanto mais fótons de RX atingem os detectores, maior é a diferença de potencial, ou voltagem que cada detector fornece ao computador – sinal analógico. O sinal analógico vai ser convertido em sinal digital através do sistema de computação e será processado para formar a imagem final que apesar de processada digitalmente, será de novo uma imagem analógica.

A TC atualmente utiliza um feixe “em leque” diferentemente do RX convencional que utiliza um feixe piramidal.

Estrutura e funcionamento de um tomógrafo Um tomógrafo é formado por um tubo de RX conectado mecânicamente e eletrônicamente a um sistema de detectores. Este conjunto gira 360 graus em torno do paciente. As estruturas corpóreas vão atenuar o feixe de RX dependendo de vários fatores, entre eles sua densidade e número atômico. Depois de passar pelo corpo a radiação atinge finalmente os detectores. Um giro de 360º produz uma “vista” que é um conjunto de projeções compostas por sua vez de um núero variável de “raios”. Cada vista produz um conjunto de sinais analógicos que são enviados ao sistema de computação. Ao término de cada giro o sistema tubo/detectores volta à posição inicial e a mesa sobre a qual está o paciente, move-se alguns milímetros. Este processo vai se repetindo e gera uma enorme quantidade de dados. Esse processo caracteriza o escaneamento passo a passo que difere do escaneamento helicoidal, como veremos mais para frente.

Inicialmente o feixe de RX do tomógrafo tinha formato “em lápis” – cilíndrico (A). De para o feixe “em leque”(B) – este segundo formato reduz o nº de incrementos angula varredura, ou seja, o feixe atinge não apenas um detector, mas vários detectores ao m precisa mais “varrer” o objeto de grau em grau.

Os sinais elétricos gerados pelos detectores contém informação a respeito do quanto o feixe foi atenuado por cada estrutura do corpo (“coeficientes de atenuação”). Estas informações são acopladas aos dados sobre posição da mesa e do cabeçote. Dessa forma é possível a determinação das relações espaciais entre as estruturas internas e a fatia selecionada do corpo. Os sinais elétricos analógicos são então enviadas ao sistema de computação que através de algoritmos específicos vai transformá-los em sinais digitais para compor as imagens que iremos ver na tela do computador. O tomograma calculado, ou seja, a imagem que vemos na tela do computador, corresponde a uma matriz dos valores de atenuação do feixe, visualmente apresentada em tons de cinza, em formato analógico. Atualmente há vários tipos de tomógrafos: (1) Convencional ou simplesmente Tomografia Computadorizada (passo a passo); (2) Tomografia Computadorizada helicoidal ou espiral; (3) Tomografia Computadorizada “multi-slice” e (4) Tomógrafos mais sofisticados, como “ultra-fast” e “cone-beam”. Na tomografia helicoidal o tubo de RX gira em torno do paciente e os detectores podem girar também ou permanecerem estáticos. A mesa desloca-se simultâneamente e a trajetória do feixe de RX ao redor do corpo é uma espiral.

SISTEMAS DE VARREDURA

O sistema de TC foi evoluindo desde a sua criação conforme comentamos acima. Agora vamos descrever os diferentes tipos de varredura de cada “geração” dos tomógrafos: 1.Tomógrafo de Primeira Geração (rotação/translação com detector único): este foi o primeiro sistema comercialmente disponível. Nele um feixe de RX cilíndrico e estreito (“em lápis”) varre o corpo fazendo uma meia volta (180º) com passos de 1 grau . A cada passo de um grau realiza uma translação, após um número “x” de translações faz uma rotação e assim por diante, gerando 180 projeções a cada volta.

Tomógrafo de primeira geração : • Surgiu em 1972 • Feixe “em lápis” • Detector único • Rotação/translação • 5 minutos para fazer um corte

2. Tomógrafo de Segunda Geração: o procedimento de varredura é semelhante aos tomógrafos de primeira geração porém um feixe “em leque” substitui o feixe “em lápis” e o detector único é substituido por múltiplos detectores. Assim o tempo de corte cai de minutos para segundos (em torno de 20 segundos).

Tomógrafo de segunda geração: • Surgiu em 1974 • Feixe “em leque” com ângulo de abertura de 10 graus • Múltiplos detectores (~30) • Rotação/translação • Múltiplos ângulos de aquisição em cada posição • Maior ângulo de rotação • Tempo de varredura entre 10-90 segundos

3.

Tomógrafo de Terceira Geração: o feixe em leque e os detectores acoplados tem dimensões suficientes para envolver toda a circunferência do paciente, não havendo mais necessidade do movimento de translação. Possuem cerca de 500-1000 detectores e o movimento de rotação é bem mais rápido – chegando a 0.5 segundos por rotação.

Tomógrafo de terceira geração: • Surgiu entre 1975-1977 • Feixe “em leque”mais largo envolvendo toda a circunferência do paciente 4. Tomógrafo de Quarta Geração: o círculo de detectores • Apenas rotação permanece estacionário e o tubo gira em torno do • Múltiplos ângulos de aquisição em cada posição paciente. • 500-1000 detectores • Tempo de rotação mais curto – até 0.5 segundos • Tempo de varredura entre 2 -10 segundos

Tomógrafo de quarta geração: • Surgiu em 1981 • Feixe “em leque”, largo • Rotação do tubo • Múltiplos detectores estacionários (até 2000) circundando completamente o paciente • Tempo de rotação mais curto – até 0.5 segundos

5.

Tomógrafo Helicoidal: combina a rotação do portal com o movimento da mesa. O tubo de RX realiza um movimento espiral, contínuo em torno do paciente.

Em TC helicoidal um conceito importante é o de “pitch” em inglês, ou passo, em portuguê Passo = deslocamento da mesa a cada giro de 360 graus / espessura de corte Se a mesa desloca-se 5 mm a cada rotação de 360 graus do tubo e a espessura de corte é passo é : 5/5 = 1

Os tomógrafos helicoidais podem ter uma fileira única de detectores ou múltiplas fileiras de detectores. Estes últimos são denominados “multislice” – lembrando que slice (inglês) quer dizer fatia em português. Podem ter 4, 16, 32 ou 64 fileiras de detectores - isto significa que a cada giro de 360 graus podemos obter 4, 16, 32 ou 64 cortes. Assim em uma mesma extensão um tomógrafo multislce de 64 fileiras de detectores, pode obter 64 vezes mais imagens que um tomógrafo de fila única de detectores.

Tempo escaneamento(s) Dados por giro de 360 graus Matriz Potência do tubo (kW) Espessura de corte (mm)

No • • • •

1972 300 58 kb 80 x 80 2 13

1980 5 1 MB 256 x 256 10 2-10

1990 1 2MB 512 x 512 40 1-10

2000 0.5 12MB 512 x 512 60 0.5 -5

Tomógrafo helicoidal são contínuos: Rotação do tubo e detectores (em alguns aparelhos os detectores podem ser fixos) Emissão de RX Movimento da mesa Aquisição de dados

A

B

Nos tomógrafos convencionais a aquisição de dados ocorre passo a passo, com intervalo entre os cortes (A). Nos tomógrafo (B) o movimento do tubo, dos detectores e da mesa é contínuo, da mesma forma que a emissão dos RX Vantagens da TC helicoidal:
Maior velocidade de escaneamento:
Exames mais rápidos
Maior número de pacientes
Redução de artefatos de movimento
Diminue a dose de contraste EV e permite avaliar diferentes fases da passagem do mesmo pelas vísceras
Aquisição volumétrica (sem espaçamento)
Aumenta a capacidade de diagnosticar pequenas lesões
Reformação de alta qualidade

Ao lado vocês podem ver um exemplo de multiplanar de alta qualidade em TC helico obtidas sem espaçamento – aquisição volu axial. Após o término do exame podemos obtidos em qualquer plano – sagital, coron isso eliminamos a necessidade do paciente e ser novamente irradiado para obtermos diferentes planos. Além de reduzir o temp desconforto para o paciente.

PRINCIPAIS COMPONENTES DE UM TOMÓGRAFO Qualquer tomógrafo, independentemente de sua geração apresenta os seguintes componentes: A) Sistema de varredura: • Gantry ou portal em português o Tubo de RX o Colimador o Gerador o Detectores • Sistemac de aquisição de dados B) Sistema de omputação: • Sistema de processamento de imagens • Sistema de reconstrução de imagens O sistema é completado com a parte de alta tensão, mesa motorizada,console e estação de trabalho para o radiologista manipular as imagens, processadora e impressora para documentação. É importante lembrar que cada uma dessas partes é constituída de numerosos componentes mecânicos e eletrônicos. Um sistema altamente complexo cuja primeira idéia vocês terão no curso teórico, irão acompanhar nas aulas práticas e seguirão pela vida profissional aprendendo um pouco mais todos os dias. Esses componentes são agrupados em módulos que conhecemos como “armários”, localizados em uma mesma sala ou em localizações diversas, dependendo da funcionalidade. O portal atualmente incorporou vários destes módulos e a cada dia que passa o sistema todo se torna mais compacto, chegando a simplificação máxima que são os tomógrafos móveis. 1) Gantry (portal): maior componente de um sistema tomográfico. Estrutura complexa do ponto de vista mecânico, cujo funcionamento elétrico não difere de um sistema de RX convencional. Contém o tubo de RX com anodo giratório refrigerado a òleo ou água, filamento que pode ser simples ou duplo (dual); filtros e colimadores,sistema de aquisição de dados,motores e sistemas mecânicos que permitem angulação e posicionamento (laser). Engrenagens e motores elétricos garantem precisão e velocidade ao sistema de rotação. Pistões hidráulicos permitem a angulação que pode alcançar até 30 graus, o que é importante para alinhar a anatomia quando necessário. Os detectores são dispostos em oposição ao tubo ou como nos tomógrafos mais modernos, em toda a circunferência do portal, podendo ser móveis ou estáticos. Junto aos detectores encontram-se placas e circuitos eletrônicos responsáveis pela transdução da informação sobre a quantidade absorção do feixe de RX pelo corpo do paciente, em sinal eletrônico analógico. A seguir essa informação é digitalizada e será transmitida ao computador que fará os cálculos matemáticos necessários para a formação da imagem digital; esta por sua vezserá reconvertida em imagem analógica que é a imagem que o humano reconhece. A tecnologia de anéis deslizantes (“slip rings”) - dispositivos eletro-mecânicos condutores de eletricidade – eliminou a necessidade de cabos de alta tensão, o que permite rotação contínua sem a interferência de cabos. A abertura é relativamente estreita – em torno de 70-85 cm.

Tubo

Abertura

Detectores

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

2) Cabeçote: é muito semelhante ao cabeçote de um sistema RX convencional, todavia devido ao funcionamento constante do tubo, é necessário um sistema eficiente de refrigeração – lembrando que perto de 99% da energia gerada é transformada em calor e apenas 1% em fótons. Durante segundos de funcionamento o tubo gera de 1000 a 10000 vezes mais calor do que um sistema convencional. Vamos exemplificar através de uma fórmula matemática a magnitude deste efeito: Et = kV x mA x t Para um RX convencional de tórax: 80kV, 200 mA, 0,05s (10 mAs) 80 x 200 x 0.05 = 800 HU (“heat units” = unidades calorimétricas) Para uma TC de tórax: 120 kV, 200 mA, 1 s 120 x 200 x 1 = 24000 UH Importante lembrar que numa TC de tórax a cada 30 segundos (20 cortes) a ampola sofrerá o impacto da produção de 24000 x 20 = 500 000 HU. As ampolas são dimensionadas para tolerar e dissipar o calor. 3) Gerador: de alta freqüência, localizado no interior do portal. Deve permitir kilovoltagem até 140 para adequada penetração e uma larga faixa de seleção da miliamperagem. 4) Detectores: são sensores de Rx que ao receberem o impacto dos fótons medem o logaritmo da intensidade de energia que receberam – coeficiente linear de atenuação. Devem possuir 3 características mais importantes: a. Alta eficiência para minimizar a dose no paciente b. Estabilidade ao longo do tempo c. Baixa sensibildade a variações de temperatura que são muito grandes no interior do portal A eficiência dos detectores depende da (1) geometria, (2) capacidade de captura do fóton e (3) conversão do sinal. Trata-se de um segredo industrial que define a eficiência do equipamento. A eficiência geometrica está ligada à área do sensor que é sensível aos RX em relação à área total do sensor que será exposta ao feixe. Separadores finos intercalados entre os sensores para reduzir a radiação espalhada ou regiões insensíveis degradam a eficiência geométrica. A eficiência quântica (captura de fótons) refere-se à fração do feixe incidente no detector que será absorvida e contribuirá para o valor do sinal medido, pois parte da energia incidente é transformada em calor. A eficiência de conversão está ligada à precisão da conversão do sinal de RX absorvido em sinal elétrico. A eficiência total é produto dos três fatores mencionados e em geral fica entre 0.45 e 0.85 %, isto quer dizer que há uma perda de 15 a 55% entre os fótons disponíveis para conversão e o

sinal elétrico obtido. Assim o sistema não é altamente eficiente e que pode haver necessidade de aumentar a dose para melhorar a qualidade da imagem. Existem dois tipos básicos de sensores comercialmente disponíveis para uso médico: 1) Sensores de Estado Sólido: consistem de um arranjo de fotodiodos e cristais de cintilação. Os cristais são atingidos diretamente pelo feixe de RX, produzindo energia luminosa, cujos fótons dirigem-se para o diodo sensível a luz.

detectores

Cristal de cintilação

Fotodiodo Pinos de solda

Pla

Esquemas de detectores de

2) Câmaras de ionização: consistem de câmara preenchida por gás comprimido (geralmente Xenônio) na pressão de 30 atm por dois motivos: aumentar a energia das moléculas de gás facilitando a liberação de elétrons quando incidir o RX e também para aumentar a quantidade de átomos do gás disponível para interagir com o feixe. A câmaras é compartimentalizada através de lâminas de Tungstênio que coletam os íons liberados. Este tipo de detector tem eficência quântica menor se comparado ao de estado sólido. Janela de Entrada

Câmara de pressão Placas

Alta Tensão

Amplificador

Sinal

Esquema de Detectores de Câmara de Ionizção

Nos tomógrafos de 4ª geração os detectores são estacionários. Quem gira é o tubo de RX. Ao lado vocês podem ver esquema e foto do portal aberto.

Foto do sistema de

Colimação Necessária para reduzir a dose no paciente restringido o volume de tecido a ser irradiado e também para melhorar a qualidade de imagem pela diminuição da radiação secundária. Normalmente existem dois conjuntos de colimadores: • Junto ao cabeçote (pré-paciente) – controla a radiação no paciente • A frente dos detectores (pós-paciente) – reduz a radiação secundária,define a espessura de corte e também limita o campo de visão (FOV - field of view)

Ao lado um esquema do tubo de RX com os colimadores que p antes do paciente na saída do tubo (setas azuis) e após o pacie dos detectores (setas pretas)

Sistema Elétrico A tensão do tubo (kVp) é fornecida por sistemas trifásicos e de alta freqüência, garantindo que a produção de fótons seja constante durante todo o exame e que o feixe tenha sempre o mesmo espectro. O sistema de alta freqüência permite a compactação dos circuitos eletro-eletrônicos e assim o gerador pode ser instalado dentro do portal, economizando espaço físico. Tecnologia de anéis deslizantes (slip ring technology): na maioria dos tomógrafos de gerações anteriores, as conexões entre os componentes do sistema rotacional do portal e os componentes da parte estacionária do mesmo,eram feitas através de cabos de espessura limitada e havia necessidade de necessidade de rotação de até 700 graus. O sistema precisava parar para reverter a rotação entre os cortes. Com a tecnologia de anéis deslizantes, “escovas” elétricas permitem conexão entre os componentes rotacionais e estacionários. Com isso foi possível desenvolver os sistemas helicoidais. A função crítica dos sistemas de anéis deslizantes é fornecer kilowatts para energizar o tubo de RX ao mesmo tempo que transfere sinais digitais em alta velocidade e controla estes sinais.

Anéis deslizantes

“Escovas”

Consoles de controle: O console de controle é o centro operacional do sistema. Através dele se monitoriza o exame. Esta unidade possui um monitor de TV com um ou dois canais, dependendo do modelo. Nos modelos para dois canais, um deles é utilizado para o texto que é digitado no teclado e reproduzido no vídeo. O texto corresponde a informações sobre o paciente e parâmetros de cada exame (espessura do corte, tempo, incremento da mesa e número de cortes tomográficos por exame, entre outros ). No outro canal, observam-se diretamente as imagens, o que permite a análise das mesmas assim que elaboradas. Como o sistema utiliza RX a sala que abriga a unidade de varredura deve possuir adequada proteção radiológica. As unidades de controle e de processamento devem ser mantidas a 20Cº, com umidade relativa em torno de 50 a 60 %.

Ao lado vocês tem um esquema de um sistema tomográfico completo com o portal e seus principais componentes (tubo de RX, gerador, detectores, sistema de aquisição de dados), o sistema de computação e geração de imagens, a mesa e o console do operador. Vocês vão ouvir muito a palavra “DAS” – “Digital Archiving System” – sistema de arquivamento digital. O “coração” computacional de um sistema tomográfico

Formação de imagens em Tomografia Computadorizada: Ocorre em 3 fases: 1. Escaneamento: o tubo de RX gira em torno do paciente e o feixe é atenuado de forma diferenciada pelas diferentes estruturas que compõem o corpo. Os detectores serão atingidos por uma quantidade também diferenciada de fótons, dependendo do quanto o feixe foi atenuado. Cada vez que são atingidos pelos fótons os detectores medem o logaritmo da intensidade do sinal analógico recebido – coeficiente linear de atenuação. Este valor representa a soma de todos os coeficientes de atenuação dos voxeis atravessados pelo raio, completando uma projeção. Cada voxel é atravessado pelo feixe em diferentes direções, durante a rotação do tubo. O coeficiente de atenuação de cada voxel está portanto representado em várias somas. 2. Reconstrução: os sinais analógicos (fótons) serão lidos pelos detectores que transmitem esse sinal ainda analógico para um conversor digital no sistema de computação. Os sinais digitalizados serão utilizados para gerar uma imagem digital que a seguir é reconvertida a imagem analógica, a imagem que o olho humano “entende” ou decodifica. 3. Conversão análogico-digital: os sinais analógicos gerados pela atenuação dos fótons pelo corpo exposto ao feixe de RX devem ser convertidos em dígitos do sistema binário (sinal digital) para serem lidos pelo sistema de computação. Uma nova fase de processamento é necessária para reconverter o “mapa” digital em imagem analógica, para que possa ser “lida” pelo olho humano. Os dados são convertidos através de um conversor digital-analógico (DAC), em uma voltagem que controla o feixe de elétrons do monitor, modulando o brilho da mancha de luz que aparece na tela do monitor. Cada nuance de brilho vai corresponder a um pixel que contém informações sobre os coeficientes de atenuação de cada vóxel do objeto examinado. Escaneamento: Produz uma “fatia” (slice) da região que está sendo examinada O que estamos medindo? A quantidade de RX que penetra no corpo ao longo dos diferentes ângulos de aquisição, é medida pelos detectores que interceptam o feixe após tê-lo atravessado Obtemos então uma média de coeficientes de atenuação dos tecidos atravessados pelo feixe de RX em cada fatia ou corte.

Ao lado vocês podem ver um esquema simplificado do escaneamento. O tubo de RX gira em torno de cada “fatia” do corpo e os detectores recolhem informações a respeito de quanto o feixe foi atenuado por cada estrutura que atravessou.

Coeficientes de atenuação: O coeficiente de atenuação é uma medida arbitrária criada por Hounsfield para quantificar a atenuação do feixe de RX após atravessar o corpo. A representação de cada tecido na Escala de Hounsfield (EH) varia de acôrdo com o quanto este absorveu de fótons de RX. A água corresponde ao valor zero da escala,valor de referencia por ser de fácil obtenção para calibrar os aparelhos . Tecidos muito densos como os ossos, absorvem mais fótons que tecido pouco densos como o ar nos pulmões. Por convenção – para manter correspondência com a Radiologia - valores altos de atenuação (ossos) são representados em branco e valores baixos (ar,gordura) em preto. A EH varia de -1000 (ar) a +1000 (osso). Atualmente foi estendida para + 4000 para poder incluir o osso cortical muito denso Osso Cortical Ar

Gordura

Agua

O esquema ao lado mostra um exemplo da água. Foi selecionado arbitráriamente um i coeficientes de atenuação de várias estrutu encefálica ( 30 a 50 ), substância branca enc gordura, como tem o valor mais baixo neste o sangue coagulado, com valor mais alto, é uma hemorragia cerebral terá densidade el excelente contraste em relação ao cérebro

Agua Substancia branca Substancia Sangue coagulado

Ao lado vocês podem ver uma TC de encéfalo demonstrando uma área de Acidente Vascular Cerebral Hemorragico (AVCH) vem topografia dos núcleos da base a direita em um paciente com hipertensão arterial severa. Note o excelente contraste entre o sangue coagulado que apresenta alto coeficinete de atenuação (CA) e o encéfalo que apresenta baixos CA.

Agora note como fica mais difícil visibilizar um AVC isquêmico em topografia do tálamo esquerdo. A isquemia produz uma lesão cuja densidade é semelhante à substância branca encefálica, diminuindo muito o contraste da imagem.

QUALIDADE DE IMAGENS EM TC: Em TC a visibilidade das imagens produzidas depende não apenas das características do tomógrafo, mas principalmente de como o mesmo é operado, ajustando os protocolos de acordo com as necessidades do exame que vai ser realizado. Essa afirmação levanta uma questão interessante: se a qualidade de imagem pode ser ajustada pelo operador, porque então não ajustar sempre para a melhor qualidade e visibilidade? A resposta não é tão simples quanto a pergunta, mas em imagenologia medica sempre existem ganhos e perdas a serem considerados: • Muitas vezes quando se muda um item no protocolo para melhorar a qualidade das imagens, uma outra característica pode ser prejudicada na sua qualidade • Em imagenologia médica é fundamental equilibrar a qualidade de imagens e a dose para o paciente Um protocolo otimizado equilibra as características da imagem (por exemplo, borramento e ruído) e utiliza a dose de radiação necessária para produzir a qualidade de imagem requerida. A tecnologia de imagens em medicina é como uma extensão do olho humano. Da mesma forma que utilizamos um microscópio, um telescópio, enfim, aparelhos para enxergar à distância, os equipamentos médicos levam nossa visão a regiões invisíveis do corpo humano.

Ao lado vocês tem um “ teste de visão” – o qu

contraste entre elas e o fundo (“background”)

todas mais escuras e contratantes com o fund

menor contraste que permite distinguir duas e

Os equipamentos em imagenologia médica devem oferecer imagens com sensibilidade de contraste suficiente para distinguirmos estruturas com densidades semelhantes. Por exemplo um pequeno tumor no fígado, uma área disquemia no encéfalo. Distinguir um projétil de arma de fogo ou uma calcificação no corpo humano é sempre fácil, pois sua densidade é muito elevada e produz alto contraste com o “fundo”. A função principal da imagenologia em Medicina é converter o contrate físico em contraste visual, transferindo o contraste entre as estruturas do corpo para a imagem.

O objetivo da imagenologia médica é transmitir ao observador as mesmas nuances de contraste que existem entre as estruturas do corpo humano, sob forma de uma imagem analógica.

A sensibilidade de contraste vai depender tanto das características do método a ser utilizado, quanto das características intrínsecas da região a ser examinada. Por exemplo, se queremos visibilizar um pequeno lipoma (tumor benigno composto de gordura) na cisterna quadrigeminal do encéfalo, vamos utilizar a Ressonância Magnética com imagens ponderadas em T1, onde a gordura tem alto sinal e fica branca, contrastando com o liquor que é cinza. Na TC tanto a gordura quanto o liquor são pretos.... e fica difícil fazer o diagnóstico

Na tomografia, o pequeno lipoma (seta) tem densidade quase igua Ressonância Magnética ponderada em T1 o lipoma (seta) contrasta m Para esse caso específico a RM é mais sensível do que a TC. A escolha da RM depende portanto das características do método, ma operador. A TC neste caso, tem menor sensibilidade de contraste em relação à RM osso serão bem visibilizados, o que não acontece com a gordura qu contraste em relação ao líquor.

[

Resolução de contraste (RC): capacidade de distinguir duas densidades muito próximas. Em imagem digital o parâmetro mais importante para definir contraste é a profundidade da imagem ou o número de bits por pixel – assunto que vamos discutir logo abaixo. Isto define a amplitude das variações dos níveis de cinza. Uma estrutura só será detectada se seu contraste com o meio for 3 a 5 vezes maior que o nível de ruído. Quanto maior for a estrutura, melhor é a resolução de contraste. Resolução de Contraste (RC) melhora com:

pixel

matriz (matriz fina)

mAs (  ruído)

espessura de corte
Tudo o que  ruído aumenta a resolução de contraste Resolução Espacial (RE): capacidade de distinguir dois pontos muito próximos entre si. Depende de muitos fatores relacionados tanto à obtenção das imagens como ao processo de reconstrução. Quanto maior o número de projeções durante o processo de escaneamento, melhor será a resolução espacial. Quanto menor o pixel, melhor será a resolução espacial. A Resolução Espacial também depende do número de pixels da matriz. Quanto mais “fina” (maior) for a matriz, maior será o número de pixels e melhor será a resolução espacial como vocês podem ver abaixo:

Resumindo, a RE depende de:  Matriz 
matriz (matriz fina):
CSR – coeficiente sinal/ruído - (mas
tempo de reconstrução)  FOV 
FOV sem mudar a matriz:
pixel (mas  CSR)  Espessura de corte  Cortes finos:  artefato de Volume Parcial  Número de projeções 
nº projeções
RE

Quanto maior o número de projeções realizadas no processo de escaneamento, maior é a resolução espacial, conforme podemos ver no exemplo ao lado

Com relação ao desempenho do tomógrafo, os seguintes fatores devem ser considerados: 1. Quanto menor a dimensão dos detectores, maior será a RE 2. Filtros de alta freqüência aumentam a RE 3. Quanto menor o ponto focal, maior será a RE

Ponto focal:  Região do anodo por onde os RX são emanados  Tem formato quadrado no cátodo e retangular no anodo, pelo fato deste ser angulado  As dimensões do ponto focal são críticas  Pode limitar a resolução espacial dependendo da relação entre a fonte de RX,detectores e o corpo do paciente (deformação geométrica = geometric unsharpness ou penumbra). O foco grosso aumenta o efeito de penumbra.  Foco fino aumenta a resolução espacial, mas não tolera tempo curto e alta miliaperagem Deformação geométrica  Na radiologia convencional a deformação geométrica ou penumbra, é dependente da distância entre o filme e o paciente. Quanto mais longe o paciente em relação ao filme , maior é a deformação geométrica. O foco de pequenas dimensões permite magnificação geométrica com muito menos distorção.



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

O Ponto Focal é crucial na determinação da qualidade de imagem em TC. A medida que o PF diminue, melhora a Resolução Espacial e o detalhe das imagens, consequentemente permitindo magnificação (projeção geométrica) sem o efeito devastador da penumbra. O PF ideal deve ter diâmetro próximo do zero. Dependendo do “design” do tubo de RX, o PF pode ser tão pequeno quanto 1mm ou menos de diâmetro. Técnicamente o PF é o verdadeiro alvo onde os elétrons transferem sua energia gerando os Raios X

F = dimensão do ponto focal Magnificação Geométrica (m) = FDD/FOD Penumbra (Ug) = F (m-1)

Ponto Focal

Ponto Focal

Ponto focal

Obj.

Penumbra

Obj.

Penumbra

Obj.

F = dimensão do Magnificação Ge FDD/FOD Penumbra (Ug) =

Quanto menor o ângulo do anodo,menor é o PF efetivo

O PF define a resolução possível de um tomógrafo. A resolução corresponde à metade do PF. Se o PF é de 1mm, a resolução será de 0.5 mm Podemos checar a resolução espacial de um tomógrafo medindo,através de testes com “phantoms”, o espaçamento entre linhas, como vocês podem ver no exemplo abaixo:

Quanto menor o número de linhas por centímetro, melhor será a RE do tomógrafo

PROCESSAMENTO DE IMAGENS A unidade de processamento é um computador, centro de todo o sistema. Recolhe os dados brutos de cada tomograma através dos detectores. Os dados são inicialmente armazenados no formato digital. Imagens médicas apesar de processadas digitalmente tem que ser exibidas em formato analógico.

Imagens analógicas incluem fotos,pinturas e imagens médicas gravadas em filmes ou exibidas em monitores de computador, por exemplo. Neste tipo de imagem cada ponto corresponde a um determinado nível de brilho (ou densidade do filme) e cores. Trata-se de uma imagem contínua e não composta de partes (pixels). Imagens digitais são gravadas como vários números. A imagem é dividida em uma matriz de pequenos elementos pictóricos (pixels). Cada pixel é representado por um valor numérico. Na reconversão para imagem analógica esse valor vai corresponder a uma determinada nuance na escala de cinzas.

A

B

A imagem analógica é contínua (A). A imagem digital (B) é constutuída de múltiplos “quadrados” ou “retângulo

A principal vantagem das imagens digitais é que podem ser processadas de várias maneiras por sistemas de computação. Para serem captadas pelo olho humano as imagens devem ser analógicas. Todos os métodos de imagem que produzem imagens digitais devem convertê-las para imagens analógicas. Não podemos “ver” imagens digitais, pois trata-se de uma matriz matemática de números.... Uma imagem digital é uma matriz de pixels. Cada pixel é representado por um valor numérico. O valor do pixel está relacionado ao brilho (ou cor) que vamos enxergar quando a imagem digital for convertida em imagem analógica para visualização. Quando visibilizamos uma imagem na tela do computador, por

exemplo, a relação entre o valor numérico atribuído ao pixel e o brilho exibido, é determinada por ajustes de ”janela” como iremos discutir depois. Uma imagem digital é representada no sistema de computação por números em forma de dígitos binários denominados “bits” (binary digits).

Acima você pode ver a estrutura de uma imagem digital. Primeiro ela é dividida em uma matriz de pixels. Depois cada pixel será representado por uma série de bits. Vamos em seguida discutir os aspectos que afetam o número de pixels em uma imagem e o número de bits por pixel (profundidade da imagem) Sistemas numéricos: o sistema numérico humano baseia-se em dez dígitos (temos 10 dedos nas mãos...). Acima de dez, cada dígito ocupa uma “casa” – dezena, centena, milhar, etc.... O valor final é a soma dos valores individuais em cada “casa”

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

O esquema ao lado mostra que podemos escrever 10 diferentes dígitos. computador diferentemente de nós, codifica..... Faz uma combinação d códigos para representar cada número – “bolinha cheia”/ “bolinha vazia No caso ao lado, só há 2 possibilidades – bola preta (off) / bola branca (on)

No computador há uma limitação - com quatro bits podemos codifica 16 valores O número de combinações possíveis é dado pela fórmula:

N=

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

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

A imagem ao lado foi reconstruída com 1 bit por pixel =2 Só é possível representar preto e branco.... Em termos de contraste para imagens médicas este valor é insuficiente

Esta imagem é uma fatia do encéfalo realizada em um tomógrafo de primeira geração com 8 níveis de cinza - = 8 . Este é um sistema tão antigo, que nem se usa mais....

Veja agora uma imagem produzida em um tomógrafo de terceira geração com 256 níveis de cinza = 256 A larga escala de cinza nos permite por exemplo, diferenciar entre as substâncias branca e cinzenta do encéfalo que tem densidades muito próximas Profundidade da imagem: Número de bits que representa cada pixel na imagem

Com 8 bits por pixel teremos 28 = 256 níveis d cinza o que é o mínimo para imagens médica

Bits por pixel

Com um bit escala de ci Com 4 bits Com 8 bits

Níveis de cinza O detalhe anatômico depende das dimensões dos pixeis. Pixeis largos induzem borramento na imagem pois o detalhe anatômico será representado por um numero menor de pixeis:

Detalhe é fun matriz e pixe Matriz quadr isotrópico Matriz pode

Aumenta modificar e aument

RECONSTRUÇÃO DE IMAGENS EM TC Cada porção do feixe de RX (“ cada raio”) atinge um determinado ponto no corpo do paciente e vai “imprimir” um detector. Este “raio” vai ser atenuado ao atravessar o corpo e fornecerá dados à memória do computador. Um conjunto de “raios” forma uma vista. Cada volta completa do tubo em torno do paciente projeta múltiplas vistas. Cada vista produz um perfil ou linha de dados. Cada corte, com suas múltiplas vistas produz um conjunto de dados que contém informação suficiente para reconstruir uma imagem. Este processo é diferente nos tomógrafos helicoidais

Tubo

Monitor

Colimador Detector colimador

conversor

O processo de escaneamento define uma fatia do corpo. Cada fatia é subdividida em uma matriz de vóxels (típicamente 512 x 512). No processo de reconstrução cada fatia será representada por uma matriz com o mesmo número de pixels (elementos pictóricos ou elementos de imagem) onde o brilho ou escala de cinza de cada pixel é a representação do coeficiente de atenuação associado a cada vóxel.






Cada fatia corresponde a uma matriz constituída de voxels até um maximo de 1024 x 1024 (típicamente 512 x 512) Cada vóxel é atravessado por inúmeros fótons de RX A intensidade de absorção de fótons é lida como coeficiente de atenuação linear – logaritmo da inten sidad e de sinal rece bida
Cada imag em – cada fatia – será reco nstru







ída digitalmente em uma matriz de pixels. A cada pixel será atribuído um valor de coeficiente de atenuação correspondendo ao valor do vóxel associado. Essa matriz forma a aimagem digital – matriz numérica e será reconvertida a imagem analógica que é a que vermos no “Display”(monitor). Nesse processo o coeficiente de atenuação linear será convertido em brilho na imagem final. Por exemplo,um valor arbitrário,digamos 255 pode corresponder ao preto e um valor 1 ao branco... Como convenção,para não ficar diferente da radiologia convencional, quando a absorção de fótons é muito intensa (alto coeficiente de atenuação) – osso, por exemplo – a estrutura vai aparecer branca. Por outro lado, quando a absorção de fótons é mínima, como no ar dos pulmões, a estrutura aparece preta.

A imagem digital consiste A reconstrução dos dado algoritmos, entre eles a “ A filtração é o algoritmo utilizado O termo “retrógrada” tem da imagem

PROJEÇÃO RETRÓGRADA:

Os dados obtidos p imagem,mas um “m de atenuação Este “mapa” é proj

O tubo girou 90 gra vista Esta nova vista com projetada sobre a p São necessárias cen uma imagem de alt

Projeção Retrógrada: Cada vista vai deixando u reconstruída produzindo
As projeções precisam “borramento”
Diferentes filtros pode
Alta resolução
“Afinamento” (sm moles PROJEÇÃO RETRÓGRADA FILTRADA

ALGUNS CONCEITOS BÁSICOS: Field of View (FOV) = Campo de visão: corresponde ao campo onde a estrutura a ser examinada vai estar contida. Por exemplo,para a cabeça precisamos de um campo de visão menor que para o tórax. O campo de visão deve ser um pouco maior que a estrutura a ser examinada, a não ser que nosso objetivo seja estudar apenas uma parte da estrutura. Se quisermos estudar a sela túrcica, poderemos reduzir o campo de 20 cm utilizado habitualmente para o encéfalo, para 16cm, por exemplo. Se a anatomia é maior que o FOV, pode ocorrer o artefato de truncação nas margens - a periferia do objeto não é lida corretamente e aparece branca. Vóxel (unidade elementar de volume): o computador só pode ler informações de dígitos binários porisso o escaneamento produz uma matriz de vóxels para cada fatia. O computador não pode “fotografar” um pulmão. Tem que construir uma grade constituída de cubos que se chama matriz de vóxels para representá-lo. Cada vóxel tem uma altura, um determinado comprimento e uma largura que corresponde à espessura de corte que selecionamos no protocolo. Nessa grande grade,cada cubo estará associado a um valor de coeficientes de atenuação, correspondendo aos tecidos do corpo que ele representa.

As dimensões do vóxel são calculadas pela fórmula: FOV / Matriz x Espessura de corte

Por exemplo, em um exame de crânio temos FOV = 20 cm , matriz de 320 x 320mm e espessura de corte de 5 mm 200mm / 320mm x 2 = 1.25 mm³ Então neste caso termo um vóxel de 1.25 mm³

Pixel = FOV /MATRIZ

O vóxel ideal é cúbico – com as mesmas medidas em suas 3 dimensões, dito vóxel isotrópico. Propicia maior detalhe na imagem. É fundamental para imagens de alta resolução como por exemplo ouvido, ou quando queremos realizar reformações multiplanares ou 3D. No caso acima teríamos voxel isotrópico se a espessura de corte fosse 1.25 Pixel (unidade pictórica elementar): representação bidimensional do vóxel – o pixel não tem a terceira dimensão (espessura do corte). A dimensão do pixel é calculada dividindo o valor do FOV pela MATRIZ. Como exemplo: com MATRIZ de 512 e FOV de 35 obteremos pixel de 0.7 mm

Sinal analógico: Valor físico que varia continuamente no tempo e/ou no espaço  O fenômeno físico que estimula os sentidos humanos pode ser medido por sensores, que transformam a variável física que é capturada numa outra variável física medida, geralmente uma tensão ou uma corrente elétrica (sinal)  Se o sinal for contínuo, diz-se que é análogo à variável física medida, isto é, diz-se que é um sinal analógico.  O sinal analógico é produzido por um microfone:  detecta a variação da pressão do ar e transforma numa medida.  a medida toma a forma de uma corrente elétrica ou de tensão elétrica

Sinal digital: Sequência de valores codificados em formato binário, dependentes do tempo ou do espaço, resultante da transformação de um sinal analógico

Codificação:  Associação de um grupo de dígitos binários - código - a cada um dos valores quantificados.  Associar um código binário a cada um dos níveis de quantização  4 níveis de quantização:  binário 00 ao nível N1  binário 01 ao nível N2  binário 10 ao nível N3  binário 11 ao nível N4  O sinal codificado resultante corresponde ao sinal digital e obtém-se juntando todos os códigos pela ordem de ocorrência das amostras quantificadas: 1111100011101111110101.

Processamento digital:
Grande variedade de algoritmos de processamento dos dados
Universalidade da representação (multimídia)
> maior discriminação (detectores )
 do ruído - 1/10 do da radiografia
Aumenta o sinal
Livre de erros
A imagem nunca é IDÊNTICA ao original

PARÂMETROS QUE PODEMOS MODIFICAR: Kv, mAs,tempo, espessura de corte, FOV, matriz, pitch (helicoidal), filtro (osso,partes moles), modo de aquisição (seqüencial ou helicoidal) VISIBILIZAÇÃO DAS IMAGENS: O olho humano não pode distinguir os 4000 valores da escala de cinza. Uma única foto não é capaz de fornecer todas as informações necessárias. O computador disponibiliza o recurso de Janela e Centro – variações do nível de brilho e contraste – possibilitando a visibilização otimizada para cada tecido do corpo.

JANELA Coeficientes de Atenuação

Escala deCinza

OSSO

JANELA

TECIDOS TEC. MOLES

CENTRO

AGUA GORDURA

AR

JANELA: define a extensão de níveis de cinza que me interessa para ver uma determinada parte do corpo. A largura de janela define os limites superior e inferior da Escala de Hounsfield que me interessam.





Janela “aberta” – mostra a maioria das estruturas Janela “fechada” - seleciona menos estruturas mas fornece mais detalhe e aumenta o contraste

Aqui a JANELA 1000 me dá variações de 500 UH acima e abaixo do CENTRO -700

CENTRO ( LEVEL):
Ajusta o centro da janela e é o centro da EH
Nível alto: para visibilizar tecidos densos
Nível baixo: para visibilizar tecidos de baixa densidade

Aqui a JANELA 500 me dá variações de 250 UH acima e abaixo do CENTRO 50

A

B

JANELA e CENTRO para te tumor meníngeo. Em B, c ósseo, podemos visibilizar

DOSE EM TC: Conceitos básicos: Dose absorvida (D): O efeito deletério das radiações está relacionado a quantidade de energia (em Joules) transferida ao tecido por unidade de massa (kg). A razão entre a energia E (Joules) depositada em uma massa m (kg) de tecido é denominada Dose Absorvida, simbolizada por D. Expressa a energia média depositada em um determinado órgão. Tem no Sistema Internacional de Pesos e Medidas a dimensão Joules/Kg, que corresponde ao Gray. D=E/m 1 Gy = 1 J/Kg A unidade antiga era o RAD (Radiation Absorbed Dose) 100 Rad = 1 Gy Equivalente de dose (H): diferentes tipos de radiação produzem efeitos biológicos diversos. O conceito de Equivalência de dose considera a média de dose depositada em um determinado órgão multiplicada por um fator de peso relativo ao tipo de energia incidente. É expressa em Sieverts (Sv). H = D.Q 1Sv = 1 J/Kg Q é o fator de ponderação (peso) ou fator de qualidade de cada tipo de radiação. P ara os RX, raios X, raios γ e elétrons, o Q= 1 Para RX: D=H Dose Efetiva (H): também denominada Dose Equivalente de Corpo Inteiro, é média ponderada das doses equivalentes de todos os tecidos e órgãos. H = ∑ T. wT . HT Onde W é o fator de peso de cada órgão e H a dose efetiva. Os valores de W dependem da sensibilidade do órgão.

As doses aos tecidos na tomografia computadorizada, entre 10 e 100 mSievert estão no limite conhecido para o aumento de probabilidade de câncer e, portanto, precisam ser minimizadas. Na Terra, a radiação que nos atinge normalmente é de 360 milirem/ano (3,6 mili sievert/ano). No sistema internacional de medidas, a dose é medida em gray (Gy) e 100 rad=1 Gy. O limite de dose equivalente para a população em geral é de 0,1 rem/ano (1 mSv/ano). O limite para trabalhadores ocupacionalmente expostos é de 2 rem/ano (20 mSv/ano).

Em qualquer aquisição de TC, para um potencial de tubo e espessura de corte constantes, a dose de radiação no paciente varia proporcionalmente com a carga transportável (mAs) selecionada pelo operador. A escolha do mAs também determina a quantidade de ruído na imagem e o aquecimento no tubo de raios X. A Portaria 453/98 do Ministério da Saúde apresenta níveis de referência para TC em paciente adulto típico apenas nos exames de crânio, coluna lombar e abdome. Os valores de MSAD (medida comparativa da dose média em múltiplos cortes) para crânio e abdome, são de, respectivamente, 50 e 25 mGy. Já o guia europeu apresenta níveis de referência para muitos exames, e os valores para crânio, abdome e tórax são de 60, 35 e 30 mGy, respectivamente. Através das medidas realizadas conclui-se que os exames de rotina podem ser realizados com valores abaixo dos apresentados. Tanto na Portaria 453/98 quanto no guia europeu não são referenciados valores de MSAD para pacientes pediátricos, mas através da redução nas técnicas propostas, estes podem ser mantidos muito abaixo em relação aos níveis considerados para adultos. Um nível de ruído levemente maior não impede que o diagnóstico seja feito, mantendo-se, assim, a dose de radiação tão baixa quanto razoavelmente exeqüível (princípio ALARA) e desgastando menos o tubo de raios X.

Referencias: http://www.sprawls.org http://www.medcyclopaedia.com http://www.impactscan.org http://w3.palmer.edu/russell.wilson/LC232_Xray_%20Principles_%20and_%20Physics%20_Lab/PowerPoint/new_page_1.htm John R. Haaga MD, CT and MRI of the Whole Body. 5ª Edição. 2009 . Ed. Mosby/Elsevier