Maria Margarida Ribeiro 2012

Maria Margarida Ribeiro

2012

Neuroradiologia de Diagnóstico

Radiologia Convencional

Tomografia Computorizada Angio TC

Ressonância Magnética Angio RM

Neuroradiologia de Intervenção

Angiografia de subtracção Digital Diag. ou Terap. Endovascular

Mielografia

biópsia

Situação Clínica

Acessibilidade

Sensibilidade

Especificidade

Outros factores…

Tomografia Computorizada

Tomografia Axial Computorizada

Tomografia Assistida por Computador

TCTOMOGRAFIA

COMPUTORIZADA

Componentes internos da Gantry

Ampola de RX Sistema de refrigeração

DETECTORES

Tomo Secção

GrafiaEscrever

Gravar

RegistarReconstrução de uma imagem num computador através de

algoritmos matemáticos, produzida a partir de conjuntos de

medições radiográficas precisas a múltiplos níveis de um mesmo

ponto do organismo.

O propósito da TC é

calcular os

Coeficientes de

Atenuação Linear (µ)

do feixe de raio x, em

cada ponto duma

secção do corpo , a

partir do conjunto de

projecções obtidas, de

diferentes ângulos, à

volta do doente.

A Tomografia Linear

ou pluridireccional

era a única forma

de solucionar a

presença da das

densidades na

terceira dimensão

coronal

axial

A radiografia convencional possui a limitação

inerente a ser uma representação

bidimensional de estruturas tridimensionais

A TC representa a evolução lógica e natural

da imagem radiográfica convencional,

utilizando a Radiação X

Os equipamentos de TC começaram a ser desenvolvidos pelos

engenheiros físicos cerca de 20 anos antes de serem utilizados

com fins médicos.

1939 – Watson, um técnico de radiologia britânico idealizou

pela primeira vez um tomógrafo axial transverso.

1971 – É instalado o 1º protótipo de TC

1974 – O EMI Mark 1 comercializa o 1º. equipamento de TC –

tempo de aquisição de 5mn por imagem e matriz de 80x80

pixeis.

1974 – apareceu o primeiro aparelho comercial

Usado em estudos de cranio

Água e óleo para o sistema de refrigeração

80 x 80 de matriz

4 minutos por cada rotação

1 imagem por cada rotação

8 niveis de cinzento

Reconstrução nocturna das imagens

Circa 1975, in the early

days of the CT scan.

A present-day scan,

showing a six-fold

increase in detail

(images courtesy Siemens Medical Systems and Imaginis.com)

Original

"Siretom"

dedicated

head CT

scanner, circa

1974

1973 – Artigo publicado no British Journal of Radiology vol. 46 pp:1016-1022 é descrito por Godfrey Hounsfield, investigador noslaboratórios da EMI que a TC consiste na reconstrução por processoscomputorizados dos dados obtidos mediante varrimentos sucessivos deuma mesma região do corpo humano

1979 Hounsfield e Cormak recebem o prémio Nobel da Física e da

Medicina.

1989 – Introdução TC Espiral ou Helicoidal

1998 – Aparecimento de equipamentos de TC, de Tecnologia multidetectores ou multicorte

2004 – 64 detectores

1024 x 1024 matriz

0.33s por cada rotação da ampola

64 imagens por rotação

0.4mm espessura de corte

20 imagens reconstruidas por segundo

As gerações de equipamentos de TC, são

função da sua evolução e aperfeiçoamento

Tecnológico ao longo do tempo.

As classificações por ordem crescente,

prendem-se com as diferenças existentes

sobretudo nas relações dos movimentos da

ampola, detectores e mesa.

Não existe unanimidade entre os

diferentes autores nestas classificações.

1ª Geração – 1972

Um único Detector

Movimento Rotação – Translação da ampola

Movimento de Rotação de 1º, seguido e um

movimento de Translação da ampola e detector

Feixe paralelo

Espessura do corte 8 – 13 mm

1 exame 30 mn para ser adquirido

Abertura da gantry cerca de 24 cm

Características da TC Helicoidal:

Maior rapidez na reconstrução de imagem (real time )

Maior rapidez na aquisição de imagem

Melhor resolução de contraste

Possibilidade de obtenção de melhores imagens numa apneia

Possibilidade de estudos vasculares em várias fases

Maior resolução espacial

Maior ruído

Possibilidade de reconstruções multiplanares (MPR)

Possibilidade de projecções 3D (MIP)

Reconstruções em Shaded Surface Display (SSD)

7ª Geração – 1998 Sistemas Multidetectores ou MulticorteRotação contínua do sistema ampola/detectores com avanço contínuo e simultâneo da mesa

Detectores dispostos em várias filas – possibilita um maior número de cortes por cada rotação.

Possibilidade de utilização em clínica de 64 detectores

Espessura ou colimação mínima de corte é de 0,5 mm

Modo aquisição pode ser helicoidal, corte a corte com ou sem avanço

da mesa

Reconstrução em tempo real

Sistemas Multidetectores

Cada feixe que chega ao detector é uma medida da

energia transmitida através do seguinte percurso:

Contraste da imagem

O μ vai diferir de acordo

com o tipo de tecido

I - II + I

C=

Contraste da imagem / contraste de um objecto

Em condições ideais : não considerando a radiação dispersa;feixe de radiação monoenergético e flutuações associadas àatenuação dos tecidos

I - II + I

C obj =

Reconstrução da Imagem

O número de projecções feitas, a partir dos diversosângulos na rotação de 360º da ampola, dá-nos os valoresdensitométricos dessa secção do objecto

A imagem em TC é constituída por um conjunto decélulas Pixeis, cujo conjunto se designa por matriz dedensidades.

É uma imagem digital dividida em elementos de área e ovalor correspondente a cada elemento (pixel) traduz umvalor que será convertido numa tonalidade da escala decinzentos.

Reconstrução da Imagem

MatrizNumero de pontos (pixeis) que a reconstrução da imagemconterá (3402, 5122,7682,10242)< matriz- espaço em arquivo ao armazenar,+ rápida a reconstrução- número de pixeis< menor a qualidade de imagem.

Pixel

Perfil de densidades e resposta na imagem

chumbo

Sulfato De bário

osso

músculo

sangue

fígado

água

lipidios

gordura

ar

radiopaco radiotransparente

Reconstrução da Imagem

O píxel numa imagem de TC é a mais pequena unidade (Picture element) e é igual à razão entre o “FOV” e adimensão da matriz:

Pixel = FOV/ matriz

Matriz é uma tabela de elementos agrupados em colunas horizontais everticais num sistema bidimensional. Cada elemento da matriz écaracterizado por um valor numérico bem como pela sua posição e situa-se num sistema de eixos (X;Y) - pixel.

O píxel é função dum valor que lhe é característico e proporcional ao seubrilho no monitor e à sua densidade na película.

Reconstrução da Imagem

Pixel – está relacionado com

os coeficientes de atenuação

Reconstrução da Imagem

Voxel – é a unidade de volume da imagem TC e está

relacionado com a espessura do corte efectuado. Esteparâmetro representa a terceira dimensão (X;Y;Z)

Uma imagem CT 2D corresponde a um secção do paciente(3D)

A espessura dessa“fatia” é de 0,3 a 10 mm Aproximadamente

uniforme

Cada pixel daimagem 2D corresponte a um elemento de volume (voxel) do paciente

Números TC

Os valores numéricos correspondentes a cada píxel dizemrespeito a uma range de números de TC entre -1000 e 3095 numtotal de 4096 valores numa escala de cinzentos que constitui amatriz.

O nº zero em TC corresponde à agua - 0 UH

O nº de TC de um píxel está directamente relacionado com ocoeficiente de atenuação do voxel do tecido correspondente

O nº de TC é afectado pela voltagem da ampola, filtragemdo feixe e da espessura do objecto.

Números TC

Números TC (UH) –valores de atenuação dos

diferentes tecidos

VALOR STANDARD (UH)

Ar -1000

Água 0

Osso (compacto) >250

Osso (esponjoso) 130-100

Tiróide 70-10

Fígado 65-5

Músculo 45-5

Baço 45-5

Pâncreas 40-10

Rim 30-10

Gordura -65-10

Sangue 55-5

Sangue (coagulado) 80-10

Números TC

Como o olho humano nãoconsegue distinguir mais doque 90 tons de cinzentos,teremos de manipular osníveis de janela quecorrespondem a UNIDADESHOUNSFIELD

Níveis de JanelaNível de janela – centro da escala de cinzentos quepermite determinar quais as estruturas anatómicas quequeremos ver representadas

Largura de janela – abertura da escala de cinzentos queenglobe o nível de janela seleccionado e asrepresentações de cinzentos das estruturas quepretendemos avaliar.

IMV Benchmark Report on CT, 2006

Níveis de Janela e largura

As janelas são representadas por UH( Unidades de Hounsfield

Podemos ainda calcular os valores de densidades de outras estruturas, traduzidas em UH a partir do valor padrão que é a água

Reconstrução da Imagem

A radiação que não foi absorvida pelos tecidos chega aosdetectores sob a forma de dados analógicos. Os detectoresconvertem o feixe emergente em pulsos electrónicosamplificados, proporcionalmente à quantidade de radiaçãoremanescente

Esses dados são transmitidos ao processador que os converteem dados digitais através do cálculo da absorção de radiaçãopara cada voxel da matriz.

Processamento de imagem

Lei da atenuação da radiação

n

I=Io ∑e -μixi

i=1

n = nº. De planos atravessados

Xi = espessura total desses planos

μi = coeficiente de atenuação linear

Parâmetros de aquisição Voltagem (kV) Maior voltagem produz uma maior penetração em objectos de

grande volume e reduz o ruído da imagem;

Menor voltagem produz uma melhoria da resolução de contraste em objectos médios e pequenos.

mAs mAs mais elevados diminuem o ruído da imagem, melhora o

contraste, mas aumenta a dose de radiação que o paciente recebe para além de que sobrecarrega a ampola de raio X.

Gantry

Gerador de Raios x

Mesa de exame

Sistema de computorização

Consola do operador

Sistema de registo da imagem

Workstation – 2ª consola pós

processamento da imagem

Aquisição

Reconstrução

Processamento

Registo, Distribuição e armazenamento

DICOM - Digital Imaging and Communications in

Medicine.

DICOM proporciona imagens em formato

estandardizado com vista a um modelo de informação

comum, definição de aplicações e protocolos

comunicacionais.

PACS Picture Archiving and communication

System.

Podem ser definidos diferentes protocolos de acordo com o estudo efectuado.Existem, muitas outraas variáveis que influênciam o protocolo de aquisição:

•Capacidade dos equipamentos•Tipo de tecnologia utilizada•Situação clínica e colaboração do paciente•Opção da equipa

Com ou sem Contraste•TC Cranio•TC do Cranio c/ fossa posterior /TC da base do cranio•Angio ou Veno TC•TC de Perfusão•TC de SPN / TC da Face•TC das órbitas•TC dos ossos temporais – Ouvido

Slice position

Slice thickness

Slice orientation

Slice spacing and overlap

Tempo de aquisição

Algoritmo de reconstrução

Radiação ionizante CTDI

kV

mAs

Pitch

Tempo de rotação

Protecção e segurança contra rad.

Cooperação do paciente

Importante

Os protocolos standard ou procedimentos técnicos de qualquer estudo, são meras orientações ou “guidelines”, ou fio condutor que determinam a estratégia a seguir em cada exame.

Na verdade os protocolos podem variar:

Segundo a Tecnologia utilizada (diferentes equipamentos)

De acordo com a patologia em estudo

De acordo com as características e com a situação clínica do doente

Segundo as opções da equipa de trabalho

Os parâmetros técnicos utilizados devem ser

equacionados em função:

Da melhor qualidade de imagem com vista ao diagnóstico

Da minimização da dose de radiação

Da optimização dos recursos

Da satisfação do doente, da organização e da equipa de trabalho.

Por isso há que tomar decisões tendo em conta a objectividade,

razoabilidade e bom senso.

As decisões mal tomadas têm consequências para o Sistema de

Saúde, porém quem suporta os seus custos somos todos nós.

PREPARAÇÃO E ACOLHIMENTO DO PACIENTE

Jejum de 4 a 6 horas

Comparecer no serviço de Imagiologia à hora e dia agendados

Fazer-se acompanhar do processo documental e Imagiológico

Confirmação da identificação do doente

Confirmação da área anatómica e patologia em estudo

Explicação sumária do exame para obter uma melhor colaboração do doente

Avaliação da possibilidade de administração de contrate EV em caso de necessidade

Se for mulher em idade fértil, perguntar se não se encontra grávida

Retirar objectos de adorno ou outros objectivos amovíveis que possam interferir na qualidade da imagem.

Principais Indicações

Patologia Traumática

Patologia Infecciosa

Patologia Oncológica

Patologia de Origem Vascular

Malformações Congénitas

Alterações do Sistema Imunológico

Resolve os problemas da resolução espacial na terceira dimensão

Reprodutível nos diferentes aparelhos para efeitos evolutivos

Boa caracterização e diferenciação anatómica das estruturas ósseas e parenquimatosas

De “fácil” Interpretação

Relativamente Rápido

Utilização da radiação ionizante

Questões de acessibilidade (regiões geográficas;

situações económicas precárias)

Artefactos devido ao equipamento

Artefactos inerentes ao doente (movimento;

biótipo; anatomia)

Artefactos causados por agentes externos

metálicos “dentes chumbados” “clips

aneurismáticos”, “coils”. etc.

Morfologia, interfaces e estrutura densitométrica dos órgãos

Localização e identificação da lesão: hipodensa, hiperdensa, isodensa.

Morfologia – nodular, difusa

Contornos – regular, irregular/ mal ou bem definidos

Estrutura – homogénea, heterogénea

Tecidos – cálcio, sangue, gordura, etc

Efeito de massa – harmonioso/distorcendo estruturas adjacentes

Aspectos destrutivos – infiltrativos

BENIGNIDADE – MALIGNIDADE

DIAGNÓSTICO DIFERENCIAL

Lesão benigna Lesão maligna

Posição do paciente Decúbito dorsal – supinação

“Head First”

Plano OM ┴ ao plano de apoio Coincidente com o feixe luminoso transversal Feixe luminoso longitudinal a

passar pelos tragus

Simetria do crânio em relação ao plano de corte CAE equidistantes ao apoio

Fixação da cabeça por meio de bandas velcro

Importância do Topograma

Programação do exame

Avaliação prévia das estruturas anatómicas

visualizadas

Antevisão dos parâmetros técnicos a utilizar

Avaliação da centragem do Paciente

Topograma de perfil

Cortes axiais contíguos

BO até ao vertex

Paralelos ao plano OM ou supra orbito meatal

4/5 mm fossa posterior

6 mm andar supratentorial

Algoritmo standard

FOV 220 mm (aproxim.)

Matriz 512x512

Registo das Imagens

Partes moles

Osso c/filtro de enhancement

Sangue (para o caso de hemorragias)

Janela de parênquima cerebral Janela

óssea

Utiliza-se como complemento do estudo axial sempre que existe a necessidade de desprojectar determinada estrutura ou lesão

Nos aparelhos helicoidais, a partir duma aquisição axial em volume é possível fazerem-se reformatações MPR nos planos sagital ou coronal e tem como

Vant. - pós –processamento posterior

- maior economia de tempo de ocupação da sala

- menor dose de radiação (porque só faz uma aquisição)

Desv. - requer uma 2ª.consola de pós processamento

- requer disponibilização de mais um elemento

Topograma de perfil – doente em dec.ventral

apoiado pelo mento , pescoço em extensão- Head

first

O feixe luminoso longitudinal deve coincidir com

o plano OM

Cortes coronais contíguos e perpendiculares ao

plano OM – percorrendo a área de interesse,

espessura variável

Aquisição coronal sequencial ou helicoidal

Algoritmo standard

Matriz - 512x512

Ajustar o FOV á região de interesse

Registo das imagens em Janelas

Partes moles

osso com filtro de enhancement

Topograma de perfil – Head first , doente em dec. dorsal

Cortes axiais contíguos desde o BO até à tenda do cerebelo,

habitualmente paralelos ao plano infra OM

3/4 mm de espessura

Ajustar o FOV à região em estudo 18mm

Matriz 512 x 512

Algoritmo standard + HR

Janela

Partes moles

Osso com filtro de enhancement

Indicações:Patologia da base do crânio ou dos

ângulos pontocerebelosos

O pré-processamento tem a função de “preparar” a

imagem para um procedimento posterior

(segmentação, restauração etc).

O realce inclui:

Processamento ponto a ponto

Equalização de histograma

Filtragem espacial

Suavização (média, mediana)

Passa-alto

Passa-baixo

81

Retirar objetos ou características de interesse de uma imagem a

partir de limiarização, detecção de descontinuidades ou

similaridades.

Por morfologia,

Filtro de média

Valor de entrada

Valor de saída

Filtro de mediana

Filtro passa-baixo

Diminuição da frequência de corte

Filtro passa-alta

Diminuição da frequência de corte

Qualidade de imagem1- Resolução espacial – Capacidade do sistema para distinguir doisdetalhes de dimensões muito reduzidas.

2 - Resolução de contraste – capacidade do sistema para distinguir duas pequenas estruturas de contraste aproximado

É afectada pelo algoritmo de reconstrução, largura do detector, espessura de corte, distância objecto - detector, dimensão do ponto focal, bem como do tamanho da matriz.

A resolução espacial de alto contraste determina o tamanho mínimo de pormenor visualizado do corte em causa.

A resolução espacial de baixo contraste determina o tamanho de pormenor que pode ser reproduzido visivelmente quando existe apenas uma pequena diferença de contraste em relação à área envolvente.

A Baixa resolução de contraste é consideravelmente limitada pelo ruído.

Fazer uma aquisição no fantoma e determine a mais pequena coluna de buracos /circulos que podem ser claramente distinguidos.

Os equipamentos actuais conseguem representar objectos distanciados de 0,1 mm com diferenças de densidades de 0,3% ou menos.

SIMULADOR / FANTOMA DE TESTE DE QUALIDADE DA IMAGEM

Qualidade de imagem

3 - Resolução de densidade – Capacidade de distinguir estruturas de densidades muito próximas

4 - Ruído – Conjunto de desvios aleatórios entre a medição de uma grandeza e o seu valor teórico. Na imagem traduz-se pelo aumento de grão.

É a flutuação estatística dos números TC de cada um dos elementos de um ROInuma imagem homogénea.

Depende da radiação e tem um efeito marcado sobre o contraste de baixaresolução. A magnitude do ruído é indicada pelo desvio padrão dos números CT.

Deve ser medido sobre uma área de cerca de 10% da Secção transversal.É inversamente proporcional à raiz quadrada da dose e à espessura do corte.

Se a dose é reduzida para metade, o ruído aumenta em cerca de 40%. Inversamente, uma redução da espessura do corte exige um aumento proporcional da dose, a fim de evitar um aumento do ruído.

Qualidade de imagem

5- Uniformidade ou Homogeneidade espacial – uniformidade de resolução espacial ao longo de uma mesma imagem

Prende - se com a exigência de que o número TC de cada pixel da imagemde um objecto homogéneo ser igual dentro de pequenos limites estreitos emdiversas regiões do objecto.

A diferença no número médio TC entre uma região periférica e uma centralde um objecto deve ser homogéneo <8HU.Essas diferenças são, em grande parte devido ao fenómeno físico doendurecimento do feixe.

Superficie da pele

Região Central

Quanto maior for o FOV do meio irradiado, maior será

a diferença entre o valor de UH medido da região

central e periférica.

É esta diferença que determina o grau de

uniformidade da imagem TC.

Qualidade de imagem

6 - A linearidade

Refere - se à relação linear entre o número TC calculado e o

coeficiente de atenuação linear de cada elemento do objecto. É

essencial para a correcta avaliação de um exame de TC e, em

particular, para a exactidão dos QCT. Os desvios da linearidade não

devem exceder + / - 5HU durante intervalos específicos (tecidos

moles ou osso).

Dosimetria em TC

8 – Optimização de dose

CTDI - Computed Tomography dose index : Integral ao longo de uma linha paralela ao eixo de rotação (z) do perfil de dose (D(z)), medido num corte único do ar ou de um fantoma, dividido pela espessura de corte (TH).

(mGy)

CTDI100 (mGy no ar).

Efeitos Deterministicos

Existe um limiar acima do qual os efeitos são

conhecidos.

Efeitos Estocásticos

Não é conhecido um limiar que atribua uma

relação de causa radiógena aos efeitos

produzidos.

Unidades de medida

Gy = Gray unidade SI de dose absorvida

O equivalente a 1 joule/kg de tecido exposto

(radiosensibilidade)

Sv = Sievert unidade SI de dose equivalente

Dose absorvida x o factor qualidade

Efeitos dos Raios X

A absorção dos fotões leva a quebras nas

ligações quimicas dos tecidos biológicos.

O principal efeito biológico resulta na destruição

das cadeias de DNA devido a causa directas ou

indirectas da radiação ionizante.

Valores relativos de exposição a exames TC

Radiação natural 3 mSv/ano

Água, alimentação, ar, sol.

Nas regiões de maior altitude pode chegar a 10

mSv/ano

TC Cranio = 2 mSv

TC Torax = 8 mSv

TC Abdomen e Pelvis = 20 mSv

Dose convencional vs baixa

dose.

Comparação da qualidade de

imagens em TC do cranio.

Mark E. Mullinsa, et al.

AJNR April 2004.

Redução de mAs de170 até 90

numa TC de cranio

Discrepância entre os números CT

representados na imagem e o número CT

esperado com base no coeficiente de

atenuação linear

Bandas

Sombras

Riscos

Anéis

Paciente

Equipamento

Processamento

Fatores externos

Movimento

Endurecimento do feixe

Artefacto de metal

Fora do campo

Voluntários: Comunicação,

explicação do exame

estratégias de

relaxamento

Involuntário : Reduzir o

tempo de exame

Ocorre quando a energia média de um feixe ao passarem

por uma região mais espessa modulam o feixe para fotões

de mais elevada energia os quais não conseguem ser

atenuados pelos tecidos.

Aumentar kVp

Diminuir a espessura

de corte

Aumentar a

atenuação do filtro

Manifesta-se como uma estrela raiada.

É causado pela presença de objetos metálicos

dentro ou fora do PACIENTE.

O Objeto metálico absorve os fotões causando uma

inomogeneidade quase completa.

Remover objectos

Manipulação do software

Mudar angulação da gantry

A área em estudo não está inteiramente dentro do FOV

fechado. o Corpo do paciente pode sair fora da zona dos

detetores.

Além disso a zona que fica de fora pode contribuir para

um endurecimento do feixe nos sistema care dose.

O artefacto aparece como sombras ou riscas.

SELEÇÃO DE MAIOR FOV

Envolver/comprimir os tecidos remanescentes

Colocar MS acima da cabeça, alterar a posição.

Efeito do volume parcial

Fotopénia

Interface de ar

Anel

Escada

Aumentar a espessura de corte

Ver as imagens de conjunto

Alterar a janela

Fazer MPR noutras orientações

Aumentar kVp; mAs e TH

Aumentar kVp e mAs

Colocar filtro suave

Alargar a janela

Referências A.K. Jain, Fundamentals of Digital Image Processing,

Prentice Hall, 1989.

G.T. Herman, Image Reconstruction from Projections, Academic Press, 1980.

J.C.Russ, The Image Processing Handbook, CRC Press, 1992.

S.Matej, R.M.Lewitt, “Practical considerations for 3-D image reconstruction using spherically symmetric volume elements, IEEE Trans. Med.Imag., 1996 vol.15(1):68-78.

Latchaw Richard. Diagnóstico por Imagem en Resonância Magnética y Tomografia Computadorizada de Cabeza, Cuello Y Columna. Mosby. 2ª. Edição.Madrid, 1992.