Microsoft Word - Apostila TC

8/14/2019 Microsoft Word - Apostila TC

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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 ascaractersticas 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


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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 gerauma 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, emformato 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). D

para o feixe em leque(B) este segundo formato reduz o n de incrementos angul

varredura, ou seja, o feixe atinge no apenas um detector, mas vrios detectores ao

precisa mais varrer o objeto de grau em grau.


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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 umatranslao, 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 temdimenses suficientes para envolver toda a circunferncia do paciente, no havendo maisnecessidade 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 detectorespermanece 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


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

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

passo : 5/5 = 1


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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 tomgrafo

(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

multiplanar de alta qualidade em TC helic

obtidas sem espaamento aquisio vol

axial. Aps o trmino do exame podemos

obtidos em qualquer plano sagital, coro

isso eliminamos a necessidade do pacient

e ser novamente irradiado para obtermos

diferentes planos. Alm de reduzir o tem

desconforto para o paciente.


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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 RXo Colimadoro Geradoro Detectores

Sistemac de aquisio de dadosB) Sistema de omputao:

Sistema de processamento de imagens Sistema de reconstruo de imagensO 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 pontode 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.


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2) Cabeote: muito semelhante ao cabeote de um sistema RX convencional, todavia devido aofuncionamento 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 paratolerar e dissipar o calor.

3) Gerador: de alta freqncia, localizado no interior do portal. Deve permitir kilovoltagem at140 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 daintensidade de energia que receberam coeficiente linear de atenuao. Devem possuir 3

caractersticas mais importantes:

a. Alta eficincia para minimizar a dose no pacienteb. Estabilidade ao longo do tempoc. 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


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Colimao

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


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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

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

dos detectores (setas pretas)


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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


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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 formadiferenciada 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 essesinal 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 corpoexposto 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 olhohumano.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


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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 correspondeao 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

gua. Foi selecionado arbitrriamente um i

coeficientes de atenuao de vrias estrut

enceflica ( 30 a 50 ), substncia branca en

gordura, como tem o valor mais baixo nest

o sangue coagulado, com valor mais alto,

uma hemorragia cerebral ter densidade e

excelente contraste em relao ao crebroSubstancia branca

Agua

Substancia

Sangue coagulado

AguaAr

Osso Cortical

Gordura

Ao lado vocs podem ver um esquema

simplificado do escaneamento. O tubo de RX giraem 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 queapresenta alto coeficinete de atenuao (CA) e o

encfalo que apresenta baixos CA.


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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 dasimagens, uma outra caracterstica pode ser prejudicada na sua qualidade

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

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 formaque 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 q

contraste entre elas e o fundo (background

todas mais escuras e contratantes com o fun

menor contraste que permite distinguir duas

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.


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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 existe

entre as estruturas do corpo humano, sob forma de um

imagem analgica.

Na tomografia, o pequeno lipoma (seta) tem densidade quase igu

Ressonncia Magntica ponderada em T1 o lipoma (seta) contrasta

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

A escolha da RM depende portanto das caractersticas do mtodo, m

operador.

A TC neste caso, tem menor sensibilidade de contraste em relao R

osso sero bem visibilizados, o que no acontece com a gordura q

contraste em relao ao lquor.


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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 RE2. Filtros de alta freqncia aumentam a RE3. 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 miliaperagemDeformao geomtrica

Na radiologia convencional a deformao geomtrica ou penumbra, dependente dadistncia 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


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Quanto mais prximo do ponto focal est o objeto, maior o borramento peloefeito 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 eltronstransferem sua energia gerando os Raios

X

F = dimenso do ponto focal

Magnificao Geomtrica (m) = FDD/FOD

Penumbra (Ug) = F (m-1)


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Ponto focal

Ponto Focal

Ponto Focal

Obj. Obj. Obj.

Penumbra Penumbra

F = dimenso do

Magnificao GFDD/FOD

Penumbra (Ug)


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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


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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.


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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 retngul

A B


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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 depixels. Depois cada pixel ser representado por uma srie de bits. Vamos em seguida discutir osaspectos que afetam o nmero de pixels em uma imagem e o nmero de bits por pixel (profundidade daimagem)

Sistemas numricos: o sistema numrico humano baseia-se em dez dgitos (temos 10 dedos nasmos...). Acima de dez, cada dgito ocupa uma casa dezena, centena, milhar, etc.... O valor final asoma 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 (nopassa corrente)

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

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

cdigos para representar cada nmero bolinha cheia/ bolinha vazia

No caso ao lado, s h 2 ossibilidades bola reta off / bola branca on

No computador h uma limitao - com quatro bits podemos codific

16 valores

O nmero de combinaes possveis dado pela frmula:

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


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Para imagens mdicas 16 valores so insuficientes, pois quanto maior o nmero de valores quepudermos codificar, maior ser a gama de cinzas as sutis diferenas entre o preto e o branco e assimprecisamos 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 - = 2S possvel representar preto e branco....Em termos de contraste ara ima ens 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 sistemato antigo, que nem se usa mais....

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

= 256A larga escala de cinza nos permite por exemplo, diferenciar entre assubstncias branca e cinzenta do encfalo que tem densidades muitoprximas

Com 8 bits por pixel teremos 28 = 256 nveis

cinza o que o mnimo para imagens mdic

Bits por pixel


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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 bi

escala de c

Com 4 bits

Com 8 bits

Nveis de cinza


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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

Aument

modificae aumen

Detalhe fu

matriz e pixMatriz quad

isotrpico

Matriz pode


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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

Cadaimag

em

cada

fatia

ser

reconstru

TuboMonitor

Colimador

Detector

conversor

colimador


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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 analgicaque 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 consist

A reconstruo dos dad

algoritmos, entre eles a

A filtrao o algoritmo

utilizado

O termo retrgrada te

da imagem

Os dados obtidos

imagem,mas um

de atenuao

Este mapa pro


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PROJEO RETRGRADA FILTRADA

O tubo girou 90 gr

vista

Esta nova vista co

projetada sobre a

So necessrias ce

uma imagem de al

Projeo Retrgrada:

Cada vista vai deixando

reconstruda produzindo

As projees precisaborramento

Diferentes filtros pod Alta resoluo Afinamento (s

moles


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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 habitualmentepara 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


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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, quetransformam 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


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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 cdigospela 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


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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.

JANELACoeficientes de Atenuao Escala deCinza

JANELA

CENTRO

TECIDOS

AGUA

TEC. MOLES

GORDURA

AR

OSSO


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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


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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 ttumor menngeo. Em B, c

sseo, podemos visibiliza

A B


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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 europeuapresenta 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

Documents

Microsoft Word - Apostila TC