Curso Tcnico em Radiologia Nvel III

Coletnea Geral Noes de Tomografia

Computadorizada

Histria da tomografia computadorizada / Carvalho ACP

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Histria da tomografia computadorizada

Antonio Carlos Pires Carvalho1

Histria da Radiologia

Recebido para publicao em 26/4/2007. Aceito,

aps reviso, em 20/9/2007.1 Professor Adjunto do Departamento de Radiolo-

gia da Faculdade de Medicina da Universidade

Federal do Rio de Janeiro (UFRJ), Rio de Janeiro,

RJ.

Correspondncia: Prof. Dr. Antonio Carlos Pires

Carvalho. Rua Jos Higino, 290, ap. 401, Tijuca.

Rio de Janeiro, RJ, 20520-200. E-mail: acpcrj@

hucff.ufrj.br

Descritores:

Histria da Radiologia; Tomografia com-

putadorizada; G.N. Hounsfield; A.M. Cor-

mack.

Esta srie de artigos sobre a histria da radiologia traz uma satisfao especial aquem, como eu, gosta do assunto. Rever o que foi feito, como e por quem foi feito sempre interessante. Hoje, muito fcil sentar-se frente de um aparelho meioantigo e dizer que porcaria!. Mas se pensar que algum precisou ter a idia efazer algo, que foi sendo aperfeioado aos poucos e hoje em dia voa, esse algumdeve lembrar que para voar num 747 ou num Concorde, primeiro teve de existir o14-Bis. E desses que criaram os teco-tecos que desejo sempre falar e lembrar.

Falar de tomografia computadorizada falar de Rntgen, seus trabalhos e asdificuldades inerentes ao exame do corpo humano. Ver por dentro sempre foi ogrande objetivo, isto , sem abrir o paciente. Objetivo que comeou a se tornar reali-dade com os raios X, melhorou com a ultra-sonografia e que teve grande salto dequalidade quando algum resolveu tentar acoplar um computador a cristais sens-veis a radiaes para construir imagens do interior do corpo. Hoje desse algum,ou desses alguns que pretendo falar e lembrar. Tambm se deve agradecer aosdetentores de direitos autorais de imagens e textos previamente publicados, que ge-nerosamente autorizaram sua reproduo. Agradeo a autorizao para reprodu-o de imagens e texto da Nobel Foundation e da American Mathematical Society.

Desde a sua descoberta, no final do sculo passado, os raios X tm sido utiliza-dos como mtodo de diagnstico em medicina, atravs da radiografia e da radios-copia. Com o passar dos anos, o diagnstico radiolgico passou por significativoavano tecnolgico, pela produo de aparelhos de maior potncia e qualidade,resultando em melhor aproveitamento da radiao. Um dos momentos mais im-portantes dessa evoluo foi a introduo do computador, utilizado para a realiza-o de clculos matemticos a partir da intensidade dos ftons de raios X. Ambrosee Hounsfield, em 1972, apresentaram um novo mtodo de utilizao da radiaopara medir descontinuidade de densidades, obtendo imagens, inicialmente do c-rebro, com finalidades diagnsticas. Neste mtodo, cujo desenvolvimento transcorriah 10 anos, seriam feitas diversas medidas de transmisso dos ftons de raios X, emmltiplos ngulos e, a partir desses valores, os coeficientes de absoro pelos diver-sos tecidos seriam calculados pelo computador e apresentados em uma tela comopontos luminosos, variando do branco ao preto, com tonalidades intermedirias decinza. Os pontos formariam uma imagem correspondente a uma seo axial docrebro, que poderia ser estudada ou fotografada, para avaliao posterior.

Diz a lenda que Hounsfield, engenheiro da EMI Ltd., com liberdade total paradesenvolver pesquisas, estava realizando um trabalho para a Scotland Yard, sobrea possibilidade de utilizar o computador para a reconstruo de retratos faladosde criminosos, identificao de escrita e impresses digitais, entre outras ativida-des de uso policial, ou seja, padres de reconhecimento. Ao final de alguns anos depesquisa, a polcia londrina desistiu do projeto, achando-o sem utilidade. Ficou o

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autor com anos de estudo em reconstrues matemti-cas nas mos. Ambrose, neurorradiologista, uniu-se aogrupo de trabalho, questionando se o material serviriapara ver o interior craniano. Hounsfield acreditava queum feixe de raios X continha mais informao do queaquela que era possvel capturar com um filme e pen-sou que um computador talvez pudesse ajudar a obteressa informao[1].

Mas vamos tentar ordenar os fatos em ordem cro-nolgica, que em histria importante.

No incio de sculo XX, um matemtico austraco,Johann Radon, desenvolveu uma equao matemtica,a transformada de Radon, que futuramente seria abase matemtica da tomografia computadorizada. Hquem refira que uma transformada de Lorenz e afamosa transformada de Fourier tambm influencia-ram e que estas equaes matemticas derivam de es-tudos matemticos de Galileu, e com isto j estamosretrocedendo ao sculo XVI para falar de tomografiacomputadorizada. Voltando ao sculo XX, Radon de-monstrou que um objeto tridimensional poderia serreproduzido a partir de um conjunto de projees. Esteconceito foi o fundamento para a tomografia computa-dorizada algumas dcadas depois.

Em um site da internet, mais exatamente da Ame-rican Mathematical Society, h uma pgina que detalhaessa e outras equaes, para quem quiser se aprofun-dar mais na parte matemtica do assunto[2]. Dela tireialgumas figuras interessantes que aparecero aqui, repro-duzidas com autorizao da American MathematicalSociety.

Em 1956, o fsico e radioastrnomo Ronald Brace-well usou a transformada de Fourier (matemticofrancs que viveu entre 1768 e 1830) para obter umasoluo matemtica como base para reconstruo das re-gies de radiao de microondas do sol. Barrett e cols.[3]

encontraram artigos publicados em peridicos russosdatados de 1957 e 1958 que mostravam que a equa-o invertida de Radon foi descrita em termos integraiscomo a soluo para o problema da tomografia formu-lado por eles. Esse estudo russo tambm apresentava umdesenho de um modelo semelhante a um computadorcom televiso para mostrar os dados reconstrudos emuma matriz 100 100. Mas Barrett e cols. no encon-traram evidncias de que o modelo tenha sido de fatoconstrudo ou alguma imagem, obtida. Um dos autoresprogramou um computador com o algoritmo de recons-truo exatamente como no modelo russo e mostrouque ele trabalhava satisfatoriamente, porm como eracomputacionalmente insatisfatrio, o mximo que seconseguiu foi uma imagem 32 32 de qualidade acei-

tvel, sem artefatos. A tomografia computadorizadamdica comea a ser desenvolvida nos anos 60, de formalenta, por falta de apoio matemtico. A mais prematurademonstrao foi feita por um neurologista, WilliamOldendorf[4], que em 1961 construiu manualmente umsistema de reconstruo de uma seo transversal de umobjeto constitudo de argolas de ferro e alumnio. Em-bora inventivo, o estudo experimental usou um mtodoconsiderado tosco de uma retroprojeo simples. Oinvento, patenteado, resultante era considerado impra-ticvel porque necessitava extensa anlise. Oldendorftrabalhou sem o apoio de matemticos e sem conheci-mento dos trabalhos de Radon e Bracewell. Em 1963,Kuhl e Edwards, respectivamente mdico e engenheiro,criaram um mtodo de imagem para mostrar a distri-buio de radionucldeos. Realizaram estudos clnicospor anos, mas a qualidade da imagem obtida no eramelhor que a dos equipamentos existentes, porque abase matemtica para um mapeamento acurado notinha sido incorporada ao mtodo e os sistemas de com-putadores existentes eram incapazes de realizar rapida-mente os clculos e a projeo.

A contribuio matemtica fundamental para oproblema da reconstruo foi feita em 1963 e 1964 porAllan Cormack[5,6], fsico e matemtico. Ele estudava adistribuio dos coeficientes de atenuao do corpo paraque o tratamento por radioterapia pudesse ser mais bemdirecionado para o tumor alvo. E tambm estava desen-volvendo um algoritmo matemtico para a reconstru-o tridimensional da distribuio da concentrao deradionucldeos a partir dos dados coletados de um equi-pamento de cmera-psitron desenvolvido em 1962.

A questo que Cormack respondeu foi: Supondoque se conheam todas as linhas integrais atravs de umcorpo de densidade variada, podemos reconstruir essemesmo corpo? A resposta foi positiva, e ainda maisconstrutiva, a partir das informaes obtidas pelos raiosX. Em termos prticos, sabe-se que uma radiografiamostra informaes limitadas porque certas estruturasso obscurecidas por outras de densidade maior. Pode-mos tirar mais informao se pudermos ver dentro doobjeto, que foi o que Radon nos disse, pelo menos emprincpio, tornando seu teorema em uma ferramentaprtica, e no apenas uma matria trivial. Para a recons-truo, a transformada de Radon invertida foi a basematemtica.

Casselman[2], em seu artigo on-line recente, mostrafiguras representando o uso das equaes matemticas,de um disco de metal homogneo e de um modelo ovalcom estruturas de densidades variadas, criando a ima-gem a partir de reconstrues de 32, 64 e 128 pixels.

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nesse momento que surge a figura de Hounsfield.Engenheiro, experiente com radares, particularmenteinteressado em computadores, e com total liberdade daEMI para realizar suas pesquisas, foi o criador do pri-meiro computador totalmente transistorizado da Ingla-terra. E j tinha idias de estudar o interior de objetostridimensionais a partir da reconstruo obtida pelaabsoro heterognea de radiao pelos diferentes com-ponentes. Criou o prottipo e inicialmente usou umafonte de amercio-241, emissora de raios gama. O tempode aquisio da imagem foi de nove dias e o computa-dor levou 150 minutos para processar uma simplesimagem. A seguir Hounsfield adquiriu um tubo e umgerador de raios X, provavelmente porque os raios Xtinham suas propriedades bem conhecidas, sendo umafonte confivel de informao. Assim, o tempo de aqui-sio das imagens foi reduzido para nove horas. A idiade se concentrar na criao de um aparelho voltado parao crnio surge durante discusses com radiologistasexperientes: Dr. James Ambrose, do Atkinson MorleyHospital, Dr. Louis Kreel, do Northwick Park Hospital,e Dr. Frank Doyle, do Hammersmith Hospital. Um c-rebro, fixado em formol e com algumas alteraes, foiconseguido e a imagem obtida mostrou a substnciabranca e cinzenta, bem como as calcificaes.

Aps vrias imagens experimentais com peas eanimais, foi feita a primeira imagem diagnstica, emuma paciente selecionada pelo Dr. Ambrose, com sus-peita de tumor no lobo frontal esquerdo, ainda no-confirmado. A imagem obtida, mostrando a leso, cau-sou euforia em Hounsfield e na equipe. Estas so suaspalavras, mantidas no original. When we took the pic-ture, there was beautiful picture of a circular cyst right

in the middle of the frontal lobe and, of course, it excited

everyone in the hospital who knew about the project.

Fig. 1 Projeo de um disco de metal homogneo. (Reproduzidacom permisso da American Mathematical Society).

Fig. 2 Imagem obtida de um disco homogneo a partir das frmu-las matemticas em que se baseia a tomografia computadorizada emmatrizes de 32, 64 e 128 pixels. (Reproduzida com permisso da Ame-rican Mathematical Society).

Fig. 3 Modelo assemelhado a um crnio feito de material com den-sidades e dimenses diferentes. (Reproduzida com permisso daAmerican Mathematical Society).

Fig. 4 Imagens do modelo da Fig. 3 em projees de 32, 64 e 128pixels. (Reproduzida com permisso da American Mathematical So-ciety).

Fig. 5 Prottipo de Hounsfield. (Figura obtida na Wikipedia, semrestrio de uso).

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Essas primeiras imagens foram mostradas no con-gresso anual do British Institute of Radiology, em 20 deabril de 1972. As reaes foram de empolgao. Curio-samente, Hounsfield havia mostrado imagens seccionaisde peas de cadveres e de animais no congresso euro-peu realizado em Amsterd no ano anterior, sem des-pertar nenhum interesse. A comunidade mdica alireunida no percebeu nem teve noo da revoluo quese aproximava. Nesse mesmo ano de 1971, uma grevedos correios impediu a publicao do trabalho escritopor Hounsfield. Ao incio da comercializao do equi-pamento, o tempo de aquisio de cada corte era de seisminutos e o da reconstruo da imagem j era de doisminutos, porque um minicomputador mais eficientehavia sido adicionado ao sistema. A grande repercussomereceu destaque no jornal Times, em 21 de abril de1972, sendo mostrada uma foto do primeiro aparelhoem uso.

Em 1973, aps 18 meses de uso do primeiro equi-pamento construdo para uso clnico, Hounsfield[7] eAmbrose[8] apresentaram os resultados e sua experin-cia em artigos publicados. Neste seu artigo de 1973, umclssico j reimpresso algumas vezes, no qual apresen-tou a tcnica, Hounsfield escreve, e novamente mante-nho o texto original: It is possible that this technique mayopen up a new chapter in X-Ray diagnosis. Previously,

various tissues could only be distinguished from one an-

other if they differed appreciably in density. In this pro-

cedure, absolute values of the absorption coefficient of the

tissues are obtained. The increased sensitivity of comput-

erized X-Ray section scanning thus enables tissues of simi-

lar density to be separated and a picture of the soft tissue

structure within the cranium to be built up.

O primeiro tomgrafo do Brasil foi instalado em SoPaulo, no Hospital da Real e Benemrita SociedadePortuguesa de Beneficncia, em 1977. Logo depois, oprimeiro aparelho do Rio de Janeiro iniciou seu funcio-namento, em 28 de julho de 1977, na Santa Casa deMisericrdia.

A tecnologia no parou de evoluir, criando os apa-relhos chamados de segunda, terceira e quarta geraes,os modelos helicoidais, cada vez mais rpidos, com ima-gem mais refinada, tempo de realizao do exame maiscurto e custo de produo menor, reduzindo acentua-damente os preos dos equipamentos e dos exames.Quando se comparam os nmeros citados acima comum tomgrafo moderno, que consegue adquirir todo ovolume do trax, abdome e pelve de um paciente empoucos segundos, podemos ver o quanto evoluiu a tec-nologia. Surgida num momento em que se pensava quea tomografia computadorizada no tinha mais paraonde evoluir, a aquisio volumtrica foi patenteada em1976 e em junho de 1980 imagens tridimensionais comresoluo de 1.200 1.200 pixels so obtidas e exibi-das quase em tempo real[9].

Em sua homenagem, as unidades de densidade,inicialmente denominadas nmeros EMI, foram reba-tizadas unidades Hounsfield, eternizando sua importn-cia para a medicina moderna.

Hounsfield recebeu o prmio Nobel de Medicina de1979, juntamente com Cormack, pela inveno da to-mografia computadorizada. Recebeu dezenas de home-nagens em vida, entre elas diversos ttulos de DoutorHonoris Causa de importantes universidades e o ttulode Sir, por sua indicao a Cavaleiro do Imprio Bri-tnico. Godfrey N. Hounsfield faleceu no dia 12 deagosto de 2004.

No se pode encerrar este texto sem citar as pala-vras de Allan M. Cormack no banquete da entrega doprmio Nobel em 10 de dezembro de 1979.

Vossas Majestades, Vossas Altezas Reais, Senhoras

e Senhores.

Godfrey Hounsfield pediu-me para falar por ambos.

Desejamos muito respeitosamente solicitar a Vossa Ma-

jestade que transmita Fundao Nobel e ao Conselho

Nobel do Instituto Karolinska nossa intensa gratido

pela honra que nos foi dada pelo recebimento do Pr-

mio Nobel de Medicina e Fisiologia.

H ironia neste prmio. Uma vez que nem Houns-

field nem eu somos mdicos. De fato, no muito exa-

Fig. 6 Desenho esquemtico do prottipo de Hounsfield pode servisto na figura anterior, situado na parede atrs dele. (Figura obtidana Wikipedia, sem restrio de uso).

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gero dizer que o que Hounsfield e eu sabemos de Me-

dicina e Fisiologia poderia ser escrito em uma pequena

folha de prescrio!

Enquanto h ironia na premiao, h tambm espe-

rana de que, agora nestes dias de especializao au-

mentando, h uma unidade na experincia humana,

uma unidade claramente conhecida por Alfred Nobel,

que um engenheiro e um fsico, cada um de seu pr-

prio modo, contriburam um pouco para o avano da

Medicina. (Reproduzido com permisso da Nobel

Foundation).

Uma minibiografia dos principais envolvidos na cria-o e desenvolvimento da tomografia computadorizadamerece fazer parte do encerramento deste trabalho.

Godfrey Newbold Hounsfield Engenheiro, nas-ceu em Nottinghamshire, Inglaterra, em 28/8/1919 e fa-leceu em 12/8/2004. Desde criana tinha grande curio-sidade sobre aparelhos mecnicos e eltricos. Aeropla-nos o fascinavam e durante a Segunda Guerra alistou-se como reservista voluntrio na RAF e interessou-semuito por eletrnica de radares e rdio, continuandoestes estudos no Faraday House Electrical EngineeringCollege de Londres. Em 1951 juntou-se ao grupo depesquisa da EMI, liderando a equipe que construiu oprimeiro computador totalmente transistorizado daInglaterra, o EMIDEC 1100, em 1958-1959. Mais tarde,estudando padres de reconhecimento, desenvolveu aidia bsica da tomografia computadorizada. Gostava demsica, clssica ou ligeira, e tocava piano.

Allan MacLeod Cormack Fsico e matemtico, fi-lho de imigrantes escoceses, nasceu em Johannesburgo,frica do Sul, em 23/2/1924 e faleceu em Massachusetts,EUA, em 7/5/1998 aos 74 anos, de cncer. Inicialmentematriculado numa escola de engenharia, pois iria seguircarreira semelhante ao pai e irmo, mudou de idia aoocorrer mudana curricular e tomar contato com algunsprofessores de fsica. Concluiu seu bacharelado em 1944e o mestrado no ano seguinte. Entre 1947 e 1949 esteveem Cambridge, onde conheceu sua futura esposa. Fezparte de sua formao em fsica e cclotron em Harvarde depois mudou-se para os EUA, sendo contratado pelaUniversidade Tufts, onde viveu o resto de sua vida, comalgumas poucas excees de viagens terra natal e al-gumas visitas prolongadas a universidades com grandesdepartamentos de fsica. Dedicava grande parte do seutempo leitura e considerava sedentria a vida que le-vava. Gostava de animais. Iniciou os estudos que o le-variam ao prmio Nobel ainda em seu pas natal em1956 e publicou seus trabalhos em 1963 e 1964. Postu-mamente, recebeu a Ordem de Mapungubwe, a maisalta honraria da frica do Sul.

Fig. 7 Godfrey N. Hounsfiled. (Reproduzido com permisso daNobel Foundation).

Fig. 8 Allan M. Cormack. (Reproduzido com permisso da NobelFoundation).

James Abraham Edward Ambrose Mdico neu-rorradiologista, nasceu em Pretria, frica do Sul, em5/4/1923 e em faleceu em 12/3/2006. Participou da Se-gunda Guerra com piloto da caa da RAF, e aps o fimda guerra voltou a seu pas. Ingressou na faculdade demedicina de Cape Town e graduou-se em 1952. Dois

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anos depois foi Inglaterra para especializar-se em ra-diologia, concluindo em 1956. Recebeu treinamento emneurorradiologia na Inglaterra e na Sucia. Ao longodos anos 60 realizou milhares de angiografias de car-tidas e pneumoencefalografias. Mas desejava mesmodesenvolver mtodos no-invasivos para estudo do c-rebro. Por estar no Atkinson Morleys, ouviu falar emum experimento conduzido por um engenheiro parauma nova tcnica de imagem. Por ser um eminenteradiologista, o Departamento de Sade o colocou emcontato com Hounsfield, que havia sido considerado umexcntrico por outro radiologista eminente. A recepomais simptica de Ambrose, que viu o potencial da idia,fez o resto. O Departamento mobilizou recursos e nas-ceu a tomografia computadorizada. Ambrose recebeudiversas condecoraes ao longo de sua vida, emborahouvesse um consenso entre seus colegas que ele notinha recebido o devido crdito e reconhecimento porseu trabalho. Aposentou-se em 1988 e mudou-se paraArgyll, uma pequena localidade, onde pde dedicar-se pintura e s plantas e vida silvestre. Dizem que se nofosse mdico teria sido um horticultor. (Infelizmente,no encontrei imagem do Dr. Ambrose sem restrio deuso e no recebi autorizao para reproduzir nenhumadelas.)

Johann Radon Nasceu em Tetschen, na Bohemia(atual Repblica Tcheca), em 6/12/1887 e faleceu em 25/5/1956. Escreveu sua tese de doutorado sobre variaesem clculos e a defendeu em 1910 na Universidade deViena. Em 1913 obteve sua livre-docncia, com outratese sobre funes matemticas. Dos quatro filhos queteve, um morreu com 18 dias de vida, o segundo mor-reu de doena, outro na guerra em 1943, e somenteBrigitte seguiu carreira acadmica e tornou-se tambmPhD em matemtica. Passou pelas Universidades deHamburgo e Viena, mas foi em Greifswald que alcan-ou pela primeira vez em 1922 o posto de professorcatedrtico. Ao longo de sua vida trocou de universi-dade algumas vezes, sempre galgando o posto mximoda carreira. Foi membro da Academia de Cincias da

ustria e da Sociedade Austraca de Matemtica, tendoocupado a presidncia desta.

Fig. 9 Johann Radon. (Figura obtida na internet, sem referncia adireitos autorais).

REFERNCIAS

1. Rogers LF. My Word, What Is That?: Hounsfield and the tri-umph of clinical research. Radiology 2003;180:1501.

2. Casselman B. Mental calculation. [Acessado em: 19/1/2007].Disponvel em: http://www.ams.org/featurecolumn/archive/tomography.html

3. Barrett HH, Hawkins WG, Joy ML. Historical note on computedtomography. Radiology 1983;147:172.

4. Oldendorf WH. Isolated flying spot detection of radiodensitydiscontinuities displaying the internal structural patterns of acomplex object. IRE Trans Biomed Electronics BME 1961;8:6872.

5. Cormack AM. Representation of a function by its line integrals,with some radiological applications. J Appl Phys 1963;34:27227.

6. Cormack AM. Representation of a function by its line integrals,with some radiological applications: II. J Appl Phys 1964;35:290813.

7. Hounsfield GN. Computerised transverse axial scanning (tomog-raphy): Part 1. Description of system. Br J Radiol 1973;46:101622.

8. Ambrose J. Computerised transverse axial scanning (tomogra-phy): Part 2. Clinical application. Br J Radiol 1973;46:102347.

9. Beckmann EC. CT scanning the early days. Br J Radiol 2006;79:58.

FISICA BSICA DA TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA

Apostila da disciplina Tomografia Computadorizada do Curso Tecnolgico de Radiologia da

UNCISAL

Prof Maria Lcia Lima Soares

Esta apostila uma compilao de numerosas fontes e tem como nico objetivo orientar o estudo dos alunos do 4

perodo em relao disciplina Tomografia Computadorizada para o fim especfico da primeira avaliao do

semestre 2009-1.

Introduo

Nos ltimos 40 anos nenhum desenvolvimento tecnolgico na rea de imagem foi to

importante quanto a Tomografia Computadorizada (TC). Avanos na tecnologia helicoidal e

subsequentemente na tecnologia de mltiplos detectores, tem oferecido tantas opes que

chega a ultrapassar nossa capacidade de atualizao.

No final da dcada de 50 os componente necessrios j estavam disponveis, mas foi apenas

em 1967 que o projeto da TC foi apresentado pelo engenheiro ingls Sir Godfrey Hounsfield

(1919-2004) e pelo fsico sul-africano Allan M. Cormack que desenvolveu a parte matemtica.

Ambos receberam o prmio Nobel de Medicina de 1979 .

Princpios bsicos

Os princpios fsicos da Tomografia Computadorizada (TC) so os mesmos da radiografia

convencional. Para a obteno de imagens so utilizados os Raios-x (RX). Enquanto na radiografia

convencional o feixe de RX piramidal e a imagem obtida uma imagem de projeo, na TC o feixe

emitido por uma pequena fenda e tem a forma de leque.

Na tomografia computadorizada o tubo de RX gira 360o

em torno da regio do corpo a ser

estudada e a imagem obtida tomogrfica ou seja so obtidas fatias (slices em ingls). Em oposio

ao feixe de RX emitidos temos um sistema detector de ftons que gira sincrnicamente ao feixe de RX,

mas que tambm pode ser fixo nos tomgrafos mais modernos. Como na radiografia convencional as

caractersticas das imagens vo depender das informaes colhidas a respeito da absoro de ftons

pelo objeto em estudo.

Dessa forma, a quantidade de ftons recebidos pelos detectores depende da espessura do

objeto e da capacidade deste de absorver os RX. Os detectores de ftons da TC transformam os ftons

emitidos em sinal analgico. Quanto mais ftons de RX atingem os detectores, maior a diferena de

potencial, ou voltagem que cada detector fornece ao computador sinal analgico. O sinal analgico vai

ser convertido em sinal digital atravs do sistema de computao e ser processado para formar a

imagem final que apesar de processada digitalmente, ser de novo uma imagem analgica.

Allan M.Cormack e Sir Godfrey Hounsfield

Estrutura e funcionamento de um tomgrafo

Um tomgrafo formado por um tubo de RX conectado mecnicamente e eletrnicamente a

um sistema de detectores. Este conjunto gira 360 graus em torno do paciente. As estruturas corpreas

vo atenuar o feixe de RX dependendo de vrios fatores, entre eles sua densidade e nmero atmico.

Depois de passar pelo corpo a radiao atinge finalmente os detectores.

Um giro de 360 produz uma vista que um conjunto de projees compostas por sua vez de

um nero varivel de raios. Cada vista produz um conjunto de sinais analgicos que so enviados ao

sistema de computao. Ao trmino de cada giro o sistema tubo/detectores volta posio inicial e a

mesa sobre a qual est o paciente, move-se alguns milmetros. 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.

Os sinais eltricos gerados pelos detectores contm informao a respeito do quanto o feixe foi

atenuado por cada estrutura do corpo (coeficientes de atenuao). Estas informaes so acopladas

aos dados sobre posio da mesa e do cabeote. Dessa forma possvel a determinao das relaes

espaciais entre as estruturas internas e a fatia selecionada do corpo.

Os sinais eltricos analgicos so ento enviadas ao sistema de computao que atravs de

algoritmos especficos vai transform-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 atenuao do feixe, visualmente apresentada em tons de cinza, em

formato analgico.

Atualmente h vrios tipos de tomgrafos: (1) Convencional ou simplesmente Tomografia

Computadorizada (passo a passo); (2) Tomografia Computadorizada helicoidal ou espiral; (3) Tomografia

Computadorizada multi-slice e (4) Tomgrafos 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 tambm ou

permanecerem estticos. A mesa desloca-se simultneamente e a trajetria do feixe de RX ao redor do

corpo uma espiral.

SISTEMAS DE VARREDURA

A TC atualmente utiliza um feixe em leque diferentemente

do RX convencional que utiliza um feixe piramidal.

Inicialmente o feixe de RX do tomgrafo tinha formato em lpis cilndrico (A). Depois o desenho evoluiu

para o feixe em leque(B) este segundo formato reduz o n de incrementos angulares necessrios para a

varredura, ou seja, o feixe atinge no apenas um detector, mas vrios detectores ao mesmo tempo e porisso no

precisa mais varrer o objeto de grau em grau.

O sistema de TC foi evoluindo desde a sua criao conforme comentamos acima. Agora vamos descrever

os diferentes tipos de varredura de cada gerao dos tomgrafos:

1.Tomgrafo de Primeira Gerao (rotao/translao com detector nico): este foi o primeiro

sistema comercialmente disponvel. Nele um feixe de RX cilndrico e estreito (em lpis) varre o

corpo fazendo uma meia volta (180) com passos de 1 grau . A cada passo de um grau realiza uma

translao, aps um nmero x de translaes faz uma rotao e assim por diante, gerando 180

projees a cada volta.

2. Tomgrafo de Segunda Gerao: o procedimento de varredura semelhante aos

tomgrafos de primeira gerao porm um feixe em leque substitui o feixe em lpis e o

detector nico substituido por mltiplos detectores. Assim o tempo de corte cai de minutos

para segundos (em torno de 20 segundos).

3. Tomgrafo de Terceira Gerao: o feixe em leque e os detectores acoplados tem

dimenses suficientes para envolver toda a circunferncia do paciente, no havendo mais

necessidade do movimento de translao. Possuem cerca de 500-1000 detectores e o

movimento de rotao bem mais rpido chegando a 0.5 segundos por rotao.

4. Tomgrafo de Quarta Gerao: o crculo de detectores

permanece estacionrio e o tubo gira em torno do

paciente.

Tomgrafo de primeira gerao :

Surgiu em 1972

Feixe em lpis

Detector nico

Rotao/translao

5 minutos para fazer um corte

Tomgrafo de segunda gerao:

Surgiu em 1974

Feixe em leque com ngulo de abertura de 10 graus

Mltiplos detectores (~30)

Rotao/translao

Mltiplos ngulos de aquisio em cada posio

Maior ngulo de rotao

Tempo de varredura entre 10-90 segundos

Tomgrafo de terceira gerao:

Surgiu entre 1975-1977

Feixe em lequemais largo envolvendo toda a

circunferncia do paciente

Apenas rotao

Mltiplos ngulos de aquisio em cada posio

500-1000 detectores

Tempo de rotao mais curto at 0.5 segundos

Tempo de varredura entre 2 -10 segundos

5. Tomgrafo Helicoidal: combina a rotao do portal com o movimento da mesa. O tubo de

RX realiza um movimento espiral, contnuo em torno do paciente.

Os tomgrafos helicoidais podem ter uma fileira nica de detectores ou mltiplas fileiras de

detectores. Estes ltimos so denominados multislice lembrando que slice (ingls) quer

dizer fatia em portugus. 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 extenso

um tomgrafo multislce de 64 fileiras de detectores, pode obter 64 vezes mais imagens que um

tomgrafo de fila nica de detectores.

1972 1980 1990 2000

Tempo escaneamento(s) 300 5 1 0.5

Dados por giro de 360 graus 58 kb 1 MB 2MB 12MB

Matriz 80 x 80 256 x 256 512 x 512 512 x 512

Potncia do tubo (kW) 2 10 40 60

Espessura de corte (mm) 13 2-10 1-10 0.5 -5

No Tomgrafo helicoidal so contnuos:

Rotao do tubo e detectores (em alguns aparelhos os detectores podem ser fixos)

Emisso de RX

Movimento da mesa

Aquisio de dados

Tomgrafo de quarta gerao:

Surgiu em 1981

Feixe em leque, largo

Rotao do tubo

Mltiplos detectores estacionrios (at 2000) circundando

completamente o paciente

Tempo de rotao mais curto at 0.5 segundos

Em TC helicoidal um conceito importante o de pitch em ingls, ou passo, em portugus:

Passo = deslocamento da mesa a cada giro de 360 graus / espessura de corte

Se a mesa desloca-se 5 mm a cada rotao de 360 graus do tubo e a espessura de corte de 5 mm

passo : 5/5 = 1

Vantagens da TC helicoidal:

Maior velocidade de escaneamento:

Exames mais rpidos

Maior nmero de pacientes

Reduo de artefatos de movimento

Diminue a dose de contraste EV e permite avaliar diferentes fases da passagem do

mesmo pelas vsceras

Aquisio volumtrica (sem espaamento)

Aumenta a capacidade de diagnosticar pequenas leses

Reformao de alta qualidade

Nos tomgrafos convencionais a aquisio de dados ocorre passo a passo, com intervalo entre os cortes (A). Nos tomgrafos helicoidais

(B) o movimento do tubo, dos detectores e da mesa contnuo, da mesma forma que a emisso dos RX

A

B

Ao lado vocs podem ver um exemplo de reformao

multiplanar de alta qualidade em TC helicoidal. As imagens so

obtidas sem espaamento aquisio volumtr

axial. Aps o trmino do exame podemos reformar os dados

obtidos em qualquer plano sagital, coronal, oblquo. Com

isso eliminamos a necessidade do paciente mudar de posio

e ser novamente irradiado para obtermos cortes em

diferentes planos. Alm de reduzir o tempo de exame e o

desconforto para o paciente.

PRINCIPAIS COMPONENTES DE UM TOMGRAFO

Qualquer tomgrafo, independentemente de sua gerao apresenta os seguintes componentes:

A) Sistema de varredura:

Gantry ou portal em portugus

o Tubo de RX

o Colimador

o Gerador

o Detectores

Sistemac de aquisio de dados

B) Sistema de omputao:

Sistema de processamento de imagens

Sistema de reconstruo de imagens

O sistema completado com a parte de alta tenso, mesa motorizada,console e estao de

trabalho para o radiologista manipular as imagens, processadora e impressora para documentao.

importante lembrar que cada uma dessas partes constituda de numerosos componentes mecnicos e

eletrnicos. Um sistema altamente complexo cuja primeira idia vocs tero no curso terico, iro

acompanhar nas aulas prticas e seguiro pela vida profissional aprendendo um pouco mais todos os

dias.

Esses componentes so agrupados em mdulos que conhecemos como armrios, localizados em

uma mesma sala ou em localizaes diversas, dependendo da funcionalidade. O portal atualmente

incorporou vrios destes mdulos e a cada dia que passa o sistema todo se torna mais compacto,

chegando a simplificao mxima que so os tomgrafos mveis.

1) Gantry (portal): maior componente de um sistema tomogrfico. Estrutura complexa do ponto

de vista mecnico, cujo funcionamento eltrico no difere de um sistema de RX convencional.

Contm o tubo de RX com anodo giratrio refrigerado a leo ou gua, filamento que pode ser

simples ou duplo (dual); filtros e colimadores,sistema de aquisio de dados,motores e

sistemas mecnicos que permitem angulao e posicionamento (laser).

Engrenagens e motores eltricos garantem preciso e velocidade ao sistema de rotao.

Pistes hidrulicos permitem a angulao que pode alcanar at 30 graus, o que importante

para alinhar a anatomia quando necessrio.

Os detectores so dispostos em oposio ao tubo ou como nos tomgrafos mais modernos, em

toda a circunferncia do portal, podendo ser mveis ou estticos. Junto aos detectores

encontram-se placas e circuitos eletrnicos responsveis pela transduo da informao sobre

a quantidade absoro do feixe de RX pelo corpo do paciente, em sinal eletrnico analgico. A

seguir essa informao digitalizada e ser transmitida ao computador que far os clculos

matemticos necessrios para a formao da imagem digital; esta por sua vezser reconvertida

em imagem analgica que a imagem que o humano reconhece.

A tecnologia de anis deslizantes (slip rings) - dispositivos eletro-mecnicos condutores de

eletricidade eliminou a necessidade de cabos de alta tenso, o que permite rotao contnua

sem a interferncia de cabos.

A abertura relativamente estreita em torno de 70-85 cm.

2) Cabeote: muito semelhante ao cabeote de um sistema RX convencional, todavia devido ao

funcionamento constante do tubo, necessrio um sistema eficiente de refrigerao

lembrando que perto de 99% da energia gerada transformada em calor e apenas 1% em

ftons. Durante segundos de funcionamento o tubo gera de 1000 a 10000 vezes mais calor do

que um sistema convencional.

Vamos exemplificar atravs de uma frmula matemtica a magnitude deste efeito:

Et = kV x mA x t

Para um RX convencional de trax: 80kV, 200 mA, 0,05s (10 mAs)

80 x 200 x 0.05 = 800 HU (heat units = unidades calorimtricas)

Para uma TC de trax: 120 kV, 200 mA, 1 s

120 x 200 x 1 = 24000 UH

Importante lembrar que numa TC de trax a cada 30 segundos (20 cortes) a ampola sofrer o

impacto da produo de 24000 x 20 = 500 000 HU. As ampolas so dimensionadas para

tolerar e dissipar o calor.

3) Gerador: de alta freqncia, localizado no interior do portal. Deve permitir kilovoltagem at

140 para adequada penetrao e uma larga faixa de seleo da miliamperagem.

4) Detectores: so sensores de Rx que ao receberem o impacto dos ftons medem o logaritmo da

intensidade de energia que receberam coeficiente linear de atenuao. Devem possuir 3

caractersticas mais importantes:

a. Alta eficincia para minimizar a dose no paciente

b. Estabilidade ao longo do tempo

c. Baixa sensibildade a variaes de temperatura que so muito grandes no interior do

portal

A eficincia dos detectores depende da (1) geometria, (2) capacidade de captura do fton e (3)

converso do sinal. Trata-se de um segredo industrial que define a eficincia do equipamento.

A eficincia geometrica est ligada rea do sensor que sensvel aos RX em relao rea

total do sensor que ser exposta ao feixe. Separadores finos intercalados entre os sensores

para reduzir a radiao espalhada ou regies insensveis degradam a eficincia geomtrica.

A eficincia quntica (captura de ftons) refere-se frao do feixe incidente no detector que

ser absorvida e contribuir para o valor do sinal medido, pois parte da energia incidente

transformada em calor.

A eficincia de converso est ligada preciso da converso do sinal de RX absorvido em sinal

eltrico.

A eficincia total produto dos trs fatores mencionados e em geral fica entre 0.45 e 0.85 %,

isto quer dizer que h uma perda de 15 a 55% entre os ftons disponveis para converso e o

Imagens do portal fechado e aberto demonstrando a complexidade eletrnica e mecnica

Abertura

Tubo

Detectores

sinal eltrico obtido. Assim o sistema no altamente eficiente e que pode haver necessidade

de aumentar a dose para melhorar a qualidade da imagem.

Existem dois tipos bsicos de sensores comercialmente disponveis para uso mdico:

1) Sensores de Estado Slido: consistem de um arranjo de fotodiodos e cristais de cintilao. Os

cristais so atingidos diretamente pelo feixe de RX, produzindo energia luminosa, cujos ftons

dirigem-se para o diodo sensvel a luz.

2) Cmaras de ionizao: consistem de cmara preenchida por gs comprimido (geralmente

Xennio) na presso de 30 atm por dois motivos: aumentar a energia das molculas de gs

facilitando a liberao de eltrons quando incidir o RX e tambm para aumentar a quantidade

de tomos do gs disponvel para interagir com o feixe. A cmaras compartimentalizada

atravs de lminas de Tungstnio que coletam os ons liberados. Este tipo de detector tem

eficncia quntica menor se comparado ao de estado slido.

Cmara de presso

Placas

Amplificador Sinal

Alta Tenso

Janela de Entrada

Esquemas de detectores de estado slido

detectores

Cristal de cintilao

Fotodiodo

Pinos de solda Placa de

Colimao

Necessria para reduzir a dose no paciente restringido o volume de tecido a ser irradiado e tambm

para melhorar a qualidade de imagem pela diminuio da radiao secundria. Normalmente existem

dois conjuntos de colimadores:

Junto ao cabeote (pr-paciente) controla a radiao no paciente

A frente dos detectores (ps-paciente) reduz a radiao secundria,define a

espessura de corte e tambm limita o campo de viso (FOV - field of view)

Esquema de Detectores de Cmara de Ionizo

Nos tomgrafos de 4 gerao os

detectores so estacionrios.

Quem gira o tubo de RX. Ao lado vocs

podem ver esquema e foto do portal

aberto.

Foto do sistema de detectores que fica no interior do portal

Sistema Eltrico

A tenso do tubo (kVp) fornecida por sistemas trifsicos e de alta freqncia, garantindo que a

produo de ftons seja constante durante todo o exame e que o feixe tenha sempre o mesmo

espectro. O sistema de alta freqncia permite a compactao dos circuitos eletro-eletrnicos e assim o

gerador pode ser instalado dentro do portal, economizando espao fsico.

Tecnologia de anis deslizantes (slip ring technology): na maioria dos tomgrafos de geraes

anteriores, as conexes entre os componentes do sistema rotacional do portal e os componentes da

parte estacionria do mesmo,eram feitas atravs de cabos de espessura limitada e havia necessidade de

necessidade de rotao de at 700 graus. O sistema precisava parar para reverter a rotao entre os

cortes. Com a tecnologia de anis deslizantes, escovas eltricas permitem conexo entre os

componentes rotacionais e estacionrios. Com isso foi possvel desenvolver os sistemas helicoidais. A

funo crtica dos sistemas de anis deslizantes fornecer kilowatts para energizar o tubo de RX ao

mesmo tempo que transfere sinais digitais em alta velocidade e controla estes sinais.

Ao lado um esquema do tubo de RX com os colimadores que podem estar

antes do paciente na sada do tubo (setas azuis) e aps o paciente, antes

dos detectores (setas pretas)

Consoles de controle:

O console de controle o centro operacional do sistema. Atravs 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 utilizado para o texto que digitado no teclado e reproduzido no vdeo. O texto

corresponde a informaes sobre o paciente e parmetros de cada exame (espessura do corte, tempo,

incremento da mesa e nmero de cortes tomogrficos por exame, entre outros ). No outro canal,

observam-se diretamente as imagens, o que permite a anlise das mesmas assim que elaboradas.

Como o sistema utiliza RX a sala que abriga a unidade de varredura deve possuir adequada proteo

radiolgica. As unidades de controle e de processamento devem ser mantidas a 20C, com umidade

relativa em torno de 50 a 60 %.

Escovas

Anis deslizantes

Formao de imagens em Tomografia Computadorizada:

Ocorre em 3 fases:

1. Escaneamento: o tubo de RX gira em torno do paciente e o feixe atenuado de forma

diferenciada pelas diferentes estruturas que compem o corpo. Os detectores sero atingidos

por uma quantidade tambm diferenciada de ftons, dependendo do quanto o feixe foi

atenuado. Cada vez que so atingidos pelos ftons os detectores medem o logaritmo da

intensidade do sinal analgico recebido coeficiente linear de atenuao. Este valor representa

a soma de todos os coeficientes de atenuao dos voxeis atravessados pelo raio, completando

uma projeo. Cada voxel atravessado pelo feixe em diferentes direes, durante a rotao

do tubo. O coeficiente de atenuao de cada voxel est portanto representado em vrias

somas.

2. Reconstruo: os sinais analgicos (ftons) sero lidos pelos detectores que transmitem esse

sinal ainda analgico para um conversor digital no sistema de computao. Os sinais

digitalizados sero utilizados para gerar uma imagem digital que a seguir reconvertida a

imagem analgica, a imagem que o olho humano entende ou decodifica.

3. Converso anlogico-digital: os sinais analgicos gerados pela atenuao dos ftons pelo corpo

exposto ao feixe de RX devem ser convertidos em dgitos do sistema binrio (sinal digital) para

serem lidos pelo sistema de computao. Uma nova fase de processamento necessria para

reconverter o mapa digital em imagem analgica, para que possa ser lida pelo olho

humano. Os dados so convertidos atravs de um conversor digital-analgico (DAC), em uma

voltagem que controla o feixe de eltrons 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

contm informaes sobre os coeficientes de atenuao de cada vxel do objeto examinado.

Escaneamento:

Produz uma fatia (slice) da regio que est sendo examinada

O que estamos medindo?

A quantidade de RX que penetra no corpo ao longo dos diferentes ngulos de aquisio, medida

pelos detectores que interceptam o feixe aps t-lo atravessado

Obtemos ento uma mdia de coeficientes de atenuao dos tecidos atravessados pelo feixe de RX

em cada fatia ou corte.

Ao lado vocs tem um esquema de um

sistema tomogrfico completo com o

portal e seus principais componentes

(tubo de RX, gerador, detectores, sistema

de aquisio de dados), o sistema de

computao e gerao de imagens, a

mesa e o console do operador. Vocs vo

ouvir muito a palavra DAS Digital

Archiving System sistema de

arquivamento digital. O corao

computacional de um sistema

tomogrfico

Coeficientes de atenuao:

O coeficiente de atenuao uma medida arbitrria criada por Hounsfield para quantificar a

atenuao do feixe de RX aps atravessar o corpo. A representao de cada tecido na Escala de

Hounsfield (EH) varia de acrdo com o quanto este absorveu de ftons de RX. A gua corresponde

ao valor zero da escala,valor de referencia por ser de fcil obteno para calibrar os aparelhos .

Tecidos muito densos como os ossos, absorvem mais ftons que tecido pouco densos como o ar

nos pulmes. Por conveno para manter correspondncia com a Radiologia - valores altos de

atenuao (ossos) so 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

O esquema ao lado mostra um exemplo da escala de Hounsfield. O valo

gua. Foi selecionado arbitrriamente um intervo entre

coeficientes de atenuao de vrias estruturas como a gordura (

enceflica ( 30 a 50 ), substncia branca enceflica (

gordura, como tem o valor mais baixo neste intervalo representada com tons mais escuros e

o sangue coagulado, com valor mais alto, representado em tons prximos ao branco.

uma hemorragia cerebral ter densidade elevada e vai aparecer na cor branca,dando um

excelente contraste em relao ao crebro que cinza na TC.Substancia branca

Agua

Substancia

Sangue coagulado

Agua Ar

Osso Cortical

Gordura

Ao lado vocs podem ver um esquema

simplificado do escaneamento. O tubo de RX gira

em torno de cada fatia do corpo e os

detectores recolhem informaes a respeito de

quanto o feixe foi atenuado por cada estrutura

que atravessou.

Ao lado vocs podem ver uma TC de encfalo

demonstrando uma rea de Acidente Vascular

Cerebral Hemorragico (AVCH) vem topografia dos

ncleos da base a direita em um paciente com

hipertenso arterial severa. Note o excelente

contraste entre o sangue coagulado que

apresenta alto coeficinete de atenuao (CA) e o

encfalo que apresenta baixos CA.

QUALIDADE DE IMAGENS EM TC:

Em TC a visibilidade das imagens produzidas depende no apenas das caractersticas do tomgrafo,

mas principalmente de como o mesmo operado, ajustando os protocolos de acordo com as

necessidades do exame que vai ser realizado.

Essa afirmao levanta uma questo interessante: se a qualidade de imagem pode ser ajustada pelo

operador, porque ento no ajustar sempre para a melhor qualidade e visibilidade?

A resposta no to 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 caracterstica pode ser prejudicada na sua qualidade

Em imagenologia mdica fundamental equilibrar a qualidade de imagens e a dose para o

paciente

Um protocolo otimizado equilibra as caractersticas da imagem (por exemplo, borramento e

rudo) e utiliza a dose de radiao necessria para produzir a qualidade de imagem requerida.

A tecnologia de imagens em medicina como uma extenso do olho humano. Da mesma forma

que utilizamos um microscpio, um telescpio, enfim, aparelhos para enxergar distncia, os

equipamentos mdicos levam nossa viso a regies invisveis do corpo humano.

Os equipamentos em imagenologia mdica devem oferecer imagens com sensibilidade de contraste

suficiente para distinguirmos estruturas com densidades semelhantes. Por exemplo um pequeno

tumor no fgado, uma rea disquemia no encfalo. Distinguir um projtil de arma de fogo ou uma

calcificao no corpo humano sempre fcil, pois sua densidade muito elevada e produz alto

contraste com o fundo.

A funo principal da imagenologia em Medicina converter o contrate fsico em contraste visual,

transferindo o contraste entre as estruturas do corpo para a imagem.

Ao lado vocs tem um teste de viso o que dificulta a visibilizao das letras G e H a diminuio do

contraste entre elas e o fundo (background) branco. Isto no acontece com as letras A,B,C,D,E

todas mais escuras e contratantes com o fundo. A

menor contraste que permite distinguir duas estruturas com densidades semelhantes.

Agora note como fica mais difcil visibilizar um

AVC isqumico em topografia do tlamo

esquerdo. A isquemia produz uma leso cuja

densidade semelhante substncia branca

enceflica, diminuindo muito o contraste da

imagem.

A sensibilidade de contraste vai depender tanto das caractersticas do mtodo a ser utilizado,

quanto das caractersticas intrnsecas da regio a ser examinada. Por exemplo, se queremos

visibilizar um pequeno lipoma (tumor benigno composto de gordura) na cisterna quadrigeminal do

encfalo, vamos utilizar a Ressonncia Magntica com imagens ponderadas em T1, onde a gordura

tem alto sinal e fica branca, contrastando com o liquor que cinza. Na TC tanto a gordura quanto o

liquor so pretos.... e fica difcil fazer o diagnstico

[

Resoluo de contraste (RC): capacidade de distinguir duas densidades muito prximas. Em

imagem digital o parmetro mais importante para definir contraste a profundidade da imagem ou

o nmero de bits por pixel assunto que vamos discutir logo abaixo. Isto define a amplitude das

variaes dos nveis de cinza. Uma estrutura s ser detectada se seu contraste com o meio for 3

a 5 vezes maior que o nvel de rudo. Quanto maior for a estrutura, melhor a resoluo de

contraste.

Resoluo de Contraste (RC) melhora com:

pixel

matriz (matriz fina)

mAs ( rudo)

espessura de corte

Tudo o que rudo aumenta a resoluo de contraste

Resoluo Espacial (RE): capacidade de distinguir dois pontos muito prximos entre si.

Depende de muitos fatores relacionados tanto obteno das imagens como ao processo de

reconstruo. Quanto maior o nmero de projees durante o processo de escaneamento,

melhor ser a resoluo espacial. Quanto menor o pixel, melhor ser a resoluo espacial. A

Resoluo Espacial tambm depende do nmero de pixels da matriz. Quanto mais fina

(maior) for a matriz, maior ser o nmero de pixels e melhor ser a resoluo espacial como

vocs podem ver abaixo:

O objetivo da imagenologia mdica transmitir ao

observador as mesmas nuances de contraste que existem

entre as estruturas do corpo humano, sob forma de uma

imagem analgica.

Na tomografia, o pequeno lipoma (seta) tem densidade quase igual ao liquor na cisterna quadrigeminal. Na

Ressonncia Magntica ponderada em T1 o lipoma (seta) contrasta melhor com o encfalo pois se torna branco.

Para esse caso especfico a RM mais sensvel do que a TC.

A escolha da RM depende portanto das caractersticas do mtodo, mas a

operador.

A TC neste caso, tem menor sensibilidade de contraste em relao RM. Assim, tecidos com alto contraste como o

osso sero bem visibilizados, o que no acontece com a gordura que tem baixa densid

contraste em relao ao lquor.

Resumindo, a RE depende de:

Matriz

matriz (matriz fina): CSR coeficiente sinal/rudo - (mas tempo de reconstruo)

FOV

FOV sem mudar a matriz: pixel (mas CSR)

Espessura de corte

Cortes finos: artefato de Volume Parcial

Nmero de projees

n projees RE

Com relao ao desempenho do tomgrafo, os seguintes fatores devem ser considerados:

1. Quanto menor a dimenso dos detectores, maior ser a RE

2. Filtros de alta freqncia aumentam a RE

3. Quanto menor o ponto focal, maior ser a RE

Ponto focal:

Regio do anodo por onde os RX so emanados

Tem formato quadrado no ctodo e retangular no anodo, pelo fato deste ser angulado

As dimenses do ponto focal so crticas

Pode limitar a resoluo espacial dependendo da relao entre a fonte de RX,detectores e o

corpo do paciente (deformao geomtrica = geometric unsharpness ou penumbra). O foco

grosso aumenta o efeito de penumbra.

Foco fino aumenta a resoluo espacial, mas no tolera tempo curto e alta miliaperagem

Deformao geomtrica

Na radiologia convencional a deformao geomtrica ou penumbra, dependente da

distncia entre o filme e o paciente. Quanto mais longe o paciente em relao ao

filme , maior a deformao geomtrica. O foco de pequenas dimenses permite

magnificao geomtrica com muito menos distoro.

Quanto maior o nmero de projees

realizadas no processo de escaneamento,

maior a resoluo espacial, conforme

podemos ver no exemplo ao lado

Quanto mais prximo do ponto focal est o objeto, maior o borramento pelo

efeito da ampliao

O Ponto Focal crucial na determinao

da qualidade de imagem em TC. A medida

que o PF diminue, melhora a Resoluo

Espacial e o detalhe das imagens,

consequentemente permitindo

magnificao (projeo geomtrica) sem

o efeito devastador da penumbra. O PF

ideal deve ter dimetro prximo do zero.

Dependendo do design do tubo de RX, o

PF pode ser to pequeno quanto 1mm ou

menos de dimetro. Tcnicamente o PF

o verdadeiro alvo onde os eltrons

transferem sua energia gerando os Raios

X

F = dimenso do ponto focal

Magnificao Geomtrica (m) = FDD/FOD

Penumbra (Ug) = F (m-1)

Ponto focal

Ponto Focal Ponto Focal

Obj. Obj. Obj.

Penumbra Penumbra

F = dimenso do ponto focal

Magnificao Geomtrica (m) =

FDD/FOD

Penumbra (Ug) = F (m

O PF define a resoluo possvel de um tomgrafo. A resoluo corresponde metade do PF. Se o PF

de 1mm, a resoluo ser de 0.5 mm

Podemos checar a resoluo espacial de um tomgrafo medindo,atravs de testes com phantoms, o

espaamento entre linhas, como vocs podem ver no exemplo abaixo:

PROCESSAMENTO DE IMAGENS

A unidade de processamento um computador, centro de todo o sistema. Recolhe os dados brutos de

cada tomograma atravs dos detectores. Os dados so inicialmente armazenados no formato digital.

Imagens mdicas apesar de processadas digitalmente tem que ser exibidas em formato analgico.

Quanto menor o nmero de linhas por

centmetro, melhor ser a RE do

tomgrafo

Quanto menor o ngulo do anodo,menor

o PF efetivo

Imagens analgicas incluem fotos,pinturas e imagens mdicas gravadas em filmes ou exibidas em

monitores de computador, por exemplo. Neste tipo de imagem cada ponto corresponde a um

determinado nvel de brilho (ou densidade do filme) e cores. Trata-se de uma imagem contnua e no

composta de partes (pixels).

Imagens digitais so gravadas como vrios nmeros. A imagem dividida em uma matriz de pequenos

elementos pictricos (pixels). Cada pixel representado por um valor numrico. Na reconverso para

imagem analgica esse valor vai corresponder a uma determinada nuance na escala de cinzas.

A principal vantagem das imagens digitais que podem ser processadas de vrias maneiras por sistemas

de computao.

Para serem captadas pelo olho humano as imagens devem ser analgicas. Todos os mtodos de imagem

que produzem imagens digitais devem convert-las para imagens analgicas. No podemos ver

imagens digitais, pois trata-se de uma matriz matemtica de nmeros....

Uma imagem digital uma matriz de pixels. Cada pixel representado por um valor numrico. O valor

do pixel est relacionado ao brilho (ou cor) que vamos enxergar quando a imagem digital for convertida

em imagem analgica para visualizao. Quando visibilizamos uma imagem na tela do computador, por

A imagem analgica contnua (A). A imagem digital (B) constutuda de mltiplos quadrados ou retngulos, que so os pi

A B

exemplo, a relao entre o valor numrico atribudo ao pixel e o brilho exibido, determinada por

ajustes de janela como iremos discutir depois.

Uma imagem digital representada no sistema de computao por nmeros em forma de dgitos

binrios denominados bits (binary digits).

Acima voc pode ver a estrutura de uma imagem digital. Primeiro ela dividida em uma matriz de pixels. Depois cada pixel ser representado por uma srie de bits. Vamos em seguida discutir os aspectos que afetam o nmero de pixels em uma imagem e o nmero de bits por pixel (profundidade da imagem)

Sistemas numricos: o sistema numrico humano baseia-se em dez dgitos (temos 10 dedos nas mos...). Acima de dez, cada dgito ocupa uma casa dezena, centena, milhar, etc.... O valor final a soma dos valores individuais em cada casa

Sistema numrico de computadores: representados por um espao cheioe um espao em branco - dgitos binrios (binary digits = bits). Par o computador s existem dois estados: on (passa corrente) / off (no passa corrente)

O esquema ao lado mostra que podemos escrever 10 diferentes dgitos. O

computador diferentemente de ns, codifica..... Faz uma combinao de

cdigos para representar cada nmero bolinha cheia/ bolinha vazia

No caso ao lado, s h 2 possibilidades bola preta (off) / bola branca (on)

No computador h uma limitao - com quatro bits podemos codificar

16 valores

O nmero de combinaes possveis dado pela frmula:

N = - onde N o nmero de projees possveis e n o nmero de bits

Para imagens mdicas 16 valores so insuficientes, pois quanto maior o nmero de valores que pudermos codificar, maior ser a gama de cinzas as sutis diferenas entre o preto e o branco e assim precisamos de mais bits para representar ou codificar cada pixel.

Profundidade da imagem: Nmero de bits que representa cada pixel na imagem

A imagem ao lado foi reconstruda com 1 bit por pixel - = 2

S possvel representar preto e branco.... Em termos de contraste para imagens mdicas este valor insuficiente

Esta imagem uma fatia do encfalo realizada em um tomgrafo de primeira gerao com 8 nveis de cinza - = 8 . Este um sistema

to antigo, que nem se usa mais....

Veja agora uma imagem produzida em um tomgrafo de terceira gerao com 256 nveis de cinza

= 256

A larga escala de cinza nos permite por exemplo, diferenciar entre as substncias branca e cinzenta do encfalo que tem densidades muito prximas

Com 8 bits por pixel teremos 28 = 256 nveis de

cinza o que o mnimo para imagens mdicas

Bits por pixel

O detalhe anatmico depende das dimenses dos pixeis.

Pixeis largos induzem borramento na imagem pois o detalhe anatmico ser representado por um

numero menor de pixeis:

Com um bit por pixel obtemos 2 valores (2) na

escala de cinzas

Com 4 bits teremos 16 va

Com 8 bits teremos 256 valores ( 2

Nveis de cinza

RECONSTRUO DE IMAGENS EM TC

Cada poro 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 fornecer dados

memria do computador. Um conjunto de raios forma uma vista. Cada volta completa do tubo em

torno do paciente projeta mltiplas vistas. Cada vista produz um perfil ou linha de dados. Cada corte,

com suas mltiplas vistas produz um conjunto de dados que contm informao suficiente para

reconstruir uma imagem. Este processo diferente nos tomgrafos helicoidais

Aumentando a matriz sem

modificar o FOV, reduz o pixel

e aumenta o detalhe

Detalhe funo da relao entre

matriz e pixel

Matriz quadrada prefervel

isotrpico

Matriz pode ser retangular

O processo de escaneamento define uma fatia do corpo. Cada fatia subdividida em uma matriz de

vxels (tpicamente 512 x 512). No processo de reconstruo cada fatia ser representada por uma

matriz com o mesmo nmero de pixels (elementos pictricos ou elementos de imagem) onde o brilho

ou escala de cinza de cada pixel a representao do coeficiente de atenuao associado a cada vxel.

Cada fatia corresponde a uma matriz constituda de voxels at um maximo de 1024 x 1024

(tpicamente 512 x 512)

Cada vxel atravessado por inmeros ftons de RX

A intensidade de absoro de ftons lida como coeficiente de atenuao linear logaritmo da

inten

sidad

e de

sinal

rece

bida

Cada

imag

em

cada

fatia

ser

reco

nstru

Tubo Monitor

Colimador

Detector

conversor

colimador

da digitalmente em uma matriz de pixels. A cada pixel ser atribudo um valor de coeficiente

de atenuao correspondendo ao valor do vxel associado.

Essa matriz forma a aimagem digital matriz numrica e ser reconvertida a imagem analgica

que a que vermos no Display(monitor). Nesse processo o coeficiente de atenuao linear

ser convertido em brilho na imagem final. Por exemplo,um valor arbitrrio,digamos 255 pode

corresponder ao preto e um valor 1 ao branco...

Como conveno,para no ficar diferente da radiologia convencional, quando a absoro de

ftons muito intensa (alto coeficiente de atenuao) osso, por exemplo a estrutura vai

aparecer branca. Por outro lado, quando a absoro de ftons mnima, como no ar dos

pulmes, a estrutura aparece preta.

PROJEO RETRGRADA:

A imagem digital consiste de uma matriz de pixels

A reconstruo dos dados se faz atravs de

algoritmos, entre eles a filtrao retrgrada

A filtrao o algoritmo de processamento digital

utilizado

O termo retrgrada tem a ver com a reconstruo

da imagem

Os dados obtidos produzem no uma

imagem,mas um mapa de coeficientes

de atenuao

Este mapa projetado como listras

PROJEO RETRGRADA FILTRADA

O tubo girou 90 graus obtendo uma segunda

vista

Esta nova vista com suas listras ser

projetada sobre a primeira

So necessrias centenas de vistas para obter

uma imagem de alta qualidade

Projeo Retrgrada:

Cada vista vai deixando uma mancha na imagem

reconstruda produzindo borramento

As projees precisam ser filtradas para eliminar o

borramento

Diferentes filtros podem ser aplicados

Alta resoluo

Afinamento (smoothing

moles

ALGUNS CONCEITOS BSICOS:

Field of View (FOV) = Campo de viso: corresponde ao campo onde a estrutura a ser

examinada vai estar contida. Por exemplo,para a cabea precisamos de um campo de viso

menor que para o trax. O campo de viso deve ser um pouco maior que a estrutura a ser

examinada, a no ser que nosso objetivo seja estudar apenas uma parte da estrutura. Se

quisermos estudar a sela trcica, poderemos reduzir o campo de 20 cm utilizado habitualmente

para o encfalo, para 16cm, por exemplo.

Se a anatomia maior que o FOV, pode ocorrer o artefato de truncao nas margens - a

periferia do objeto no lida corretamente e aparece branca.

Vxel (unidade elementar de volume): o computador s pode ler informaes de dgitos

binrios porisso o escaneamento produz uma matriz de vxels para cada fatia. O computador

no pode fotografar um pulmo. Tem que construir uma grade constituda de cubos que se

chama matriz de vxels para represent-lo. Cada vxel tem uma altura, um determinado

comprimento e uma largura que corresponde espessura de corte que selecionamos no

protocolo. Nessa grande grade,cada cubo estar associado a um valor de coeficientes de

atenuao, correspondendo aos tecidos do corpo que ele representa.

As dimenses do vxel so calculadas pela frmula:

FOV / Matriz x Espessura de corte

Por exemplo, em um exame de crnio temos FOV = 20 cm , matriz de 320 x 320mm e

espessura de corte de 5 mm

200mm / 320mm x 2 = 1.25 mm

Ento neste caso termo um vxel de 1.25 mm

O vxel ideal cbico com as mesmas medidas em suas 3 dimenses, dito vxel isotrpico.

Propicia maior detalhe na imagem. fundamental para imagens de alta resoluo como por

exemplo ouvido, ou quando queremos realizar reformaes multiplanares ou 3D. No caso

acima teramos voxel isotrpico se a espessura de corte fosse 1.25

Pixel (unidade pictrica elementar): representao bidimensional do vxel o pixel no tem a

terceira dimenso (espessura do corte). A dimenso do pixel 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 analgico: Valor fsico que varia continuamente no tempo e/ou no espao

O fenmeno fsico que estimula os sentidos humanos pode ser medido por sensores, que

transformam a varivel fsica que capturada numa outra varivel fsica medida, geralmente

uma tenso ou uma corrente eltrica (sinal)

Se o sinal for contnuo, diz-se que anlogo varivel fsica medida, isto , diz-se que um

sinal analgico.

O sinal analgico produzido por um microfone:

detecta a variao da presso do ar e transforma numa medida.

a medida toma a forma de uma corrente eltrica ou de tenso eltrica

Pixel = FOV /MATRIZ

Sinal digital: Sequncia de valores codificados em formato binrio, dependentes do tempo ou

do espao, resultante da transformao de um sinal analgico

Codificao:

Associao de um grupo de dgitos binrios - cdigo - a cada um dos valores quantificados.

Associar um cdigo binrio a cada um dos nveis de quantizao

4 nveis de quantizao:

binrio 00 ao nvel N1

binrio 01 ao nvel N2

binrio 10 ao nvel N3

binrio 11 ao nvel N4

O sinal codificado resultante corresponde ao sinal digital e obtm-se juntando todos os cdigos

pela ordem de ocorrncia das amostras quantificadas: 1111100011101111110101.

Processamento digital:

Grande variedade de algoritmos de processamento dos dados

Universalidade da representao (multimdia)

> maior discriminao (detectores )

do rudo - 1/10 do da radiografia

Aumenta o sinal

Livre de erros

A imagem nunca IDNTICA ao original

PARMETROS QUE PODEMOS MODIFICAR:

Kv, mAs,tempo, espessura de corte, FOV, matriz, pitch (helicoidal), filtro (osso,partes moles), modo

de aquisio (seqencial ou helicoidal)

VISIBILIZAO DAS IMAGENS:

O olho humano no pode distinguir os 4000 valores da escala de cinza. Uma nica foto no capaz

de fornecer todas as informaes necessrias. O computador disponibiliza o recurso de Janela e

Centro variaes do nvel de brilho e contraste possibilitando a visibilizao otimizada para cada

tecido do corpo.

JANELA: define a extenso de nveis 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 Coeficientes de Atenuao Escala deCinza

JANELA

CENTRO

TECIDOS

AGUA

TEC. MOLES

GORDURA

AR

OSSO

Janela aberta mostra a maioria das estruturas

Janela fechada - seleciona menos estruturas mas fornece mais detalhe e aumenta

o contraste

CENTRO ( LEVEL):

Ajusta o centro da janela e o centro da EH

Nvel alto: para visibilizar tecidos densos

Nvel baixo: para visibilizar tecidos de baixa densidade

Aqui a JANELA 1000 me d variaes de 500 UH

acima e abaixo do CENTRO -700

Aqui a JANELA 500 me d variaes de 250 UH acima

e abaixo do CENTRO 50

DOSE EM TC:

Conceitos bsicos:

Dose absorvida (D): O efeito deletrio das radiaes est relacionado a quantidade de energia (em

Joules) transferida ao tecido por unidade de massa (kg). A razo entre a energia E (Joules) depositada

em uma massa m (kg) de tecido denominada Dose Absorvida, simbolizada por D. Expressa a energia

mdia depositada em um determinado rgo. Tem no Sistema Internacional de Pesos e Medidas a

dimenso 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 radiao produzem efeitos biolgicos diversos. O conceito

de Equivalncia de dose considera a mdia de dose depositada em um determinado rgo multiplicada

por um fator de peso relativo ao tipo de energia incidente. expressa em Sieverts (Sv).

H = D.Q

1Sv = 1 J/Kg

Q o fator de ponderao (peso) ou fator de qualidade de cada tipo de radiao. P ara os RX, raios X,

raios e eltrons, o Q= 1

Para RX: D=H

Dose Efetiva (H): tambm denominada Dose Equivalente de Corpo Inteiro, mdia ponderada das

doses equivalentes de todos os tecidos e rgos.

H = T. wT . HT

Onde W o fator de peso de cada rgo e H a dose efetiva. Os valores de W dependem da sensibilidade

do rgo.

As doses aos tecidos na tomografia computadorizada, entre 10 e 100 mSievert esto no limite

conhecido para o aumento de probabilidade de cncer e, portanto, precisam ser minimizadas.

Na Terra, a radiao que nos atinge normalmente de 360 milirem/ano (3,6 mili sievert/ano). No

sistema internacional de medidas, a dose medida em gray (Gy) e 100 rad=1 Gy. O limite de dose

equivalente para a populao em geral de 0,1 rem/ano (1 mSv/ano). O limite para trabalhadores

ocupacionalmente expostos de 2 rem/ano (20 mSv/ano).

JANELA e CENTRO para tecidos moles em A

tumor menngeo. Em B, com janela e centro para tecido

sseo, podemos visibilizar eroso da calota craniana

A B

Em qualquer aquisio de TC, para um potencial de tubo e espessura de corte constantes, a dose de

radiao no paciente varia proporcionalmente com a carga transportvel (mAs) selecionada pelo

operador. A escolha do mAs tambm determina a quantidade de rudo na imagem e o aquecimento no

tubo de raios X.

A Portaria 453/98 do Ministrio da Sade apresenta nveis de referncia para TC em paciente adulto

tpico apenas nos exames de crnio, coluna lombar e abdome. Os valores de MSAD (medida

comparativa da dose mdia em mltiplos cortes) para crnio e abdome, so de, respectivamente, 50 e

25 mGy. J o guia europeu apresenta nveis de referncia para muitos exames, e os valores para crnio,

abdome e trax so de 60, 35 e 30 mGy, respectivamente. Atravs 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 no so referenciados valores de MSAD para pacientes peditricos, mas

atravs da reduo nas tcnicas propostas, estes podem ser mantidos muito abaixo em relao aos

nveis considerados para adultos. Um nvel de rudo levemente maior no impede que o diagnstico seja

feito, mantendo-se, assim, a dose de radiao to baixa quanto razoavelmente exeqvel (princpio

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_X-

ray_%20Principles_%20and_%20Physics%20_Lab/PowerPoint/new_page_1.htm

John R. Haaga MD, CT and MRI of the Whole Body. 5 Edio. 2009 . Ed. Mosby/Elsevier

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1 Computao Tomogrfica Estado da Arte

1.1 Introduo

A palavra tomografia vem do grego: tomos (seco) + grafia. Tomografia, portanto, refere-se a qualquer tcnica que permita a visualizao da seo transversal de um objeto. A tcnica da Tomografia Computadorizada (TC) tem se mostrada um indispensvel mtodo de imagem na rotina clnica. Foi o primeiro mtodo no invasivo para adquirir imagens do corpo humano sem sobreposio das estruturas anatmicas distintas. Isto devido a projeo de toda a informao numa imagem plana bidimensional, diferente das vistas em fluoroscopia de raios X. Alm disso, imagens de TC possuem alto contraste comparado a radiografia convencional. Existem diversos tipos de tomografias. Cada tipo baseia-se em um princpio fsico diferente. A tomografia de raios X, por exemplo, tem como fundamento a atenuao sofrida por um feixe de raios X ao atravessar um objeto. A tomografia de emisso, por outro lado, utiliza informaes sobre o decaimento de istopos radioativos para gerar uma imagem de sua distribuio espacial. A seguir apresentada uma lista dos tipos mais conhecidos de tomografia.

Tomografia de raios X; Tomografia computadorizada de emisso nica de fton (SPECT - Single Photon

Emission Computerized Tomography) ; Tomografia de emisso de psitron (PET - Positron Emission Tomography); Tomografia de ultrassom; Tomografia de impedncia eltrica; Tomografia de prtons.

Diversos mtodos competem com a TC, o mais importante tornou-se a imagem por ressonncia magntica (IRM). Apesar da IRM e o PET terem sido largamente utilizados em departamentos de radiologia e medicina nuclear, o termo Tomografia claramente associado com Tomografia Computadorizada por raios X.

Curiosidade Nos Estados Unidos a Tomografia Computadorizada tambm denominada CAT (Computerized Axial Tomography). No Brasil, a revista Sciam, em uma edio sobre o assunto, estendeu este conceito para Gatografia (devido a CAT Gato em ingls).

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1.2 Alguns pontos positivos para a tomografia e sua necessidade Fcil uso, interpretao clara em termos fsicos dos valores de atenuao, progressos em tecnologia de detectores, reconstruo matemtica, e reduo da exposio de radiao, a TC manter e expandir sua posio no campo da radiologia. A TC tem avanado para se tornar o exame padro no caso de traumas clnicos. Na Alemanha, a German Employers Liability Insurance Association insiste nesse exame em vrios acidentes que ocorrem no trabalho. Pacientes com trauma, fraturas, e luxaes beneficiam-se muito com o esclarecimento provido pelas tcnicas de imagem tais como a TC.

Recentemente, interesses tcnicos, antropomrficos, forenses, e arqueolgicos, assim como paleontolgicos com aplicaes da TC tem sido desenvolvidos. Essas aplicaes e mais aplicaes como ensaio no destrutivo para anlise de materiais e visualizao 3D vo alm do uso na medicina. A ressonncia magntica falha quando o objeto a ser analisado desidratado. Neste caso, a TC o mtodo de imagem tridimensional escolhido.

1.3 Histria da Tomografia Nos ltimos 40 anos nenhum outro avano na rea de raios X de diagnstico foi to significativo quanto o desenvolvimento da TC. J no final da dcada de 1950, os componentes para a construo de um TC estavam disponveis para mdicos e engenheiros. A teoria matemtica de reconstruo de imagens foi desenvolvida no comeo do sculo passado pelo matemtico austraco Johann Radon (Figura 1). No seu artigo "Sobre a determinao de funes a partir de suas integrais ao longo de certas direes", de 1917. Radon apresentou como, a partir de um conjunto de projees, determinar a funo original.

Figura 1: Johann Radon (1887 - 1956).

Entretanto, foi apenas na dcada de 60 que surgiram os primeiros tomgrafos. Em 1961, o neurlogo William H. Oldendorf (Figura 2) construiu o primeiro prottipo de tomgrafo. Utilizando uma fonte radioativa de iodo e um detector cintilador. Oldendorf reconstruiu, pelo mtodo da retroprojeo, a imagem de um corpo de prova feito de pregos. Na poca, devido s dificuldades prticas, este equipamento foi considerado comercialmente invivel. Oldendorf ouviu o seguinte comentrio de um fabricante de equipamentos de raios X: "Mesmo funcionando como voc sugere, no podemos imaginar um mercado significativo para um aparelho to caro, que no faria nada alm de gerar sees transversais radiogrficas da cabea".

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Figura 2: William H. Oldendorf (1925 - 1992). Dificuldades no incio.

Assim como Oldendorf, o fsico Allan M. Cormack (Figura 3), de pais escoceses, mas nascido na frica do Sul, tambm interessou-se em como conhecer a distribuio dos coeficientes de atenuao dos tecidos do corpo humano. Em 1955, Cormack fora convidado para trabalhar no hospital Groote Schuur da Cidade do Cabo, supervisionando o uso de istopos radioativos. Esta atividade o fez perceber que deveria existir uma maneira de determinar as heterogeneidades de uma seo reta a partir de medies realizadas na regio exterior. No entanto, ao pesquisar sobre o assunto, o fsico no encontrou trabalhos com uma soluo matemtica para o problema. Cormack ento realizou uma srie de estudos tericos e experimentais, publicados em artigos em 1963 e 1964.

Figura 3: Allan M. Cormack (1924 - 1998).

Porm, somente em 1967, o processo tomogrfico como um todo foi apresentado pelo engenheiro britnico Godfrey Hounsfield. Hounsfield trabalhava na empresa britnica EMI Ltda quando foram montados os primeiros TC para teste. Allan M. Cormack ajudou no desenvolvimento do tomgrafo computadorizado, desenvolvendo a matemtica necessria

para a reconstruo das imagens tomogrficas. Cormack e Hounsfield foram agraciados

com o Prmio 8obel de Medicina no ano de 1979 por suas contribuies para o

desenvolvimento do Tomgrafo Computadorizado.

Figura 4: Sir Godfrey Hounsfield.

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Os primeiros experimentos de Hounsfield utilizavam uma fonte de raios gama. Devido s limitaes da poca e baixa intensidade da fonte, 9 dias eram necessrios para completar uma varredura. A fonte de raios gama foi ento substituda por uma fonte de raios X, reduzindo o tempo de varredura para 9 horas. A Figura 5 mostra o primeiro prottipo de tomgrafo de crebro, desenvolvido por Hounsfield.

Figura 5: Primeiro prottipo de tomgrafo de crebro

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1.4 Problemas Inversos A matemtica da reconstruo de imagem em TC influenciou outros campos da cincia e vice-versa. A tcnica de backprojection, por exemplo, utilizada em geofsica e aplicaes de radar. O problema fundamental da tomografia computadorizada pode ser facilmente descrita: Reconstruir em objeto a partir de suas sombras ou, mais precisamente, de suas projees (Figura 8). Uma fonte de raios X com geometria de feixo cnico ou em leque penetra o objeto para ser examinado.

Figura 6: Esquerda: Allan MacLeod Cormack (1924-1998) aps o anncio official do Prmio Nobel para medicina de 1979 Direita: Sir Godfrey Hounsfield (1919-2004) na frente do seu EMI CT scanner.

Figura 7: Esquerda: Johann Radon (1887-1956) Direita Wilhelm Conrad Rontgen (1845-1923)

8

Figura 8: De uma forma geral, a tomografia consiste na reconstruo de uma imagem a partir da sua

sombra (projeo).

Grupos particulares de problemas matemticos em TC tornam-se populares nos anos 50 quando o astrofsico Bracewell provou que a resoluo de telescpios pode melhorar significativamente se a distribuio espacial dos telescpios so devidamente sincronizados. Entretanto, em 1936 problemas similares com a mesma base matemtica foram discutidos. Em tomografia computadorizada o termo problema inverso imediatamente visvel. A distribuio de atenuao espacial dos objetos que produzem a sombra de projeo no conhecida a priori. Este uma das razes para adquirir as projees ao longo de uma coordenada de rotao do detector em intervalos angulares de projeo de pelos menos 180o.

Figura 9: Problema inverso: adquirir as projees ao longo de uma coordenada de rotao do

detector em intervalos angulares de projeo de pelos menos 180o.

Em 1961, a soluo para este problema foi aplicada pela primeira vez para uma sequncia de projees de raios X para o qual um anatmico objeto foi medido de diferentes direes.

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Cap 2 Tomgrafo Computadorizado

2.1 Introduo

Nesse captulo abordaremos o Tomgrafo Computadorizado (Figura 1). Antes de abordar diretamente ele, falaremos um pouco dos princpios fsicos envolvidos na gerao dos raios X emitidos por estes equipamentos, como a interao de eltrons e ftons com a matria, a gerao de raios X, etc.

Figura 1 Design de dois equipamentos de TC (CT Gantries) em 1975 e 2005 (Philips Medical).

2.2 Fundamentos da Fsica dos Raios X em TC

Pela descoberta de um novo tipo de radiao com alto poder de penetrao Wilhelm Conrad Rntgen foi agraciado com o prmio Nobel de fsica in 1901. In 1985 em experimentos com acelerao de eltrons, ele descobriu um tipo de radiao capaz de penetrar opticamente objetos opacos, os quais ele nomeiou raios X, por se tratar de uma radiao desconhecida. Gerao de raios X A radiao por raios X tem natureza eletromagntica, e uma parte natural do espectro eletromagntico, que envolve microondas, infra-vermelho, etc. Nas fontes de raios X, o impacto dos eltrons no nodo causa a radiao, que gerada pela desacelerao dos eltrons que colidem com um slido metal (o nodo), e consistem em ondas de comprimento entre 10-8 m e 10-3 m. Assim, a energia da radiao emitida depende da velocidade do eltron, v, o qual depende da voltagem de acelerao, Ua, entre o ctodo e o nodo, ento de acordo com o princpio de conservao de energia.

a velocidade do eltron pode ser determinada.

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Figura 2: Esquema do tubo de raios X

O Ctodo Em diagnstico mdico as voltagens de acelerao so escolhidas entre 25kV e 150kV, para radioterapia, elas esto entre 10kV and 300kV, para ensaios no-destrutivos, podem chegar acima 500kV. O ctodo um filamento metlico geralmente feito de uma liga de Trio e Tungstnio (para suportar altas temperaturas na gerao terminica de eltrons. O cilindro Wehnelt ou copo de focalizao no ctodo tem objetivo de focalizar o feixe de eltrons no alvo (nodo). Ele utiliza um campo eltrico para fazer isso. O ponto de fuso do filamento de 3410 oC.

Figura 3: Detalhe do cilindro Wehnelt ou copo de focalizao no ctodo com (a) dois

filamentos e (b) um filamento. (Philips).

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Foco de raios X e qualidade de feixe O caso mais ideal para uma fonte de raios X que a mesma possusse um foco pontual, para evitar efeitos de penumbra na imagem de qualquer objeto. O tamanho e a forma do feixe de raios X determina a qualidade da imagem.

Figura 4: Efeito do tamanho focal da fonte de raios X e da inclinao do nodo.

O Tomgrafo Computadorizado

Enquanto as tcnicas radiolgicas convencionais produzem imagens somadas de um objeto, varredores tomogrficos giram para dividir um objeto e organiz-lo em sees de imagens paralelas e espacialmente consecutivas (cortes axiais). Atualmente, a alta qualidade das imagens o resultado dos complexos sistemas computacionais. Simplificadamente, o tomograma gerado a partir de um feixe de raios X estreito e um detetor montado no lado diametralmente oposto. Como o cabeote e o detector esto conectados mecanicamente, eles se movem de forma sncrona. Quando o conjunto cabeote-detector faz uma translao ou rotao em torno do paciente, as estruturas internas do corpo atenuam o feixe de raios X de acordo com a densidade e nmero atmico de cada tecido. A intensidade da radiao detectada pelos sensores de raios X varia de acordo com esse padro e forma uma lista de intensidades para cada projeo.

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No final da translao ou rotao o conjunto cabeote-detetor retorna para a posio inicial, a mesa com o paciente se movimenta em alguns milmetros, e o tomgrafo comea uma nova varredura. Este processo repetido inmeras vezes, gerando uma grande quantidade de dados.

Figura 5. Obteno da imagem tomogrfica: os sensores de radiao se movimentam

sincronamente com o tubo de raios X.

Os dados obtidos, intensidade de raios X ou valores de atenuao, a posio da mesa e a posio do cabeote quando da obteno dos dados, so armazenados num computador. Atravs de equaes matemticas aplicadas sobre estes valores, torna possvel a determinao de relaes espaciais entre as estruturas internas de uma regio selecionada do corpo humano. O tomograma calculado, ou seja, a imagem apresentada na tela consiste-se numa matriz de valores de atenuao, ou, num clculo inverso, uma matriz com valores de dose absorvida. Visualmente, para o diagnstico, os valores de atenuao so apresentados na forma de tons de cinza, criando assim uma imagem espacial do objeto varrido.

Realizao da Tcnica A atenuao dos raios X pelos tecidos humanos medida por detectores que so alinhados atrs do paciente, opostamente a fonte de raios X. Na literatura internacional, existem basicamente 5 tipos diferentes de sistemas de varreduras para tomgrafos computadorizados. A seguir, explanaremos rapidamente sobre cada um deles. Sistema de Rotao-Translao de Detetor Simples Um feixe de raios X muito estreito varre o corpo em meia volta (180o) com passo de 1o. A intensidade do feixe medida por um nico elemento detetor. Aps cada incremento angular, uma translao linear realizada enquanto o raio atravessa o corpo. O processo todo leva alguns minutos para completar cada corte.

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Figura 6: Sistema de deteco de rotao translao simples.

Sistema de Rotao-Translao de Mltiplos Detetores Uma linha de detectores, com 5 a 50 elementos, est localizada opostamente a fonte de raios X (Fig. 7). Um feixe ou leque de raio reduz o nmero de incrementos angulares necessrios para a varredura. As varreduras so feitas em passos de 10o que correspondem ao ngulo de abertura do leque. O tempo mnimo para a varredura est entre 6 e 20 segundos para cada corte. Este um tomgrafo da 2a gerao.

Figura 7: Sistema de rotao-translao com mltiplos detetores.

Sistema de rotao com detetores mveis Na evoluo da construo dos tomgrafos, os aperfeioamentos levaram ao aparecimento da 3a

gerao de aparelhos, onde o feixe de raios X emitido possui uma abertura muito ampla. opostamente a fonte emissora, uma linha de 200 a 1000 detectores dispostos em ngulo recebe a radiao aps esta penetrar todo o corpo do paciente. Os tempos de processamento destes aparelhos esto na faixa entre 1 e 4 segundos por corte. So os mais utilizados atual mente, mesmo em aparelhos modernos, devido a sua relao custo/benefcio.

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Figura 8: Sistema de rotao com detectores mveis.

Sistema de rotao com detetores fixos (4 Gerao) Os tomgrafos de 4a gerao so aqueles construdos com detectores distribudos ao longo dos 360o. A fonte de radiao gira em torno do arranjo de detectores que pode ter entre 800 e 4000 sensores. O tempo de varredura est entre 1 e 3 segundos. Um exame completo de trax ou abdmen pode no ating