TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA. Prof. Emery Lins Curso Eng. Biomédica

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1 TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA Prof. Emery Lins Curso Eng. Biomédica

2 Objetivos Evolução Histórica Formação da Imagem

3 Motivação

4 Motivação

5 Início da Tomografia Computadorizada (CT) A Tomografia Computadorizada, TC, introduzida na prática clínica em 1972 ( Hounsfield & Ambrose) no Atkinson Morley Hospital em Londres. Revolucionou a imagem por raios-x ao produzir, sem Revolucionou a imagem por raios-x ao produzir, sem superposição, imagens de seções transversais do corpo humano.

6 Evolução Histórica 1895: Descoberta dos Raios X por W.C. Roentgen 1917: J. H. Radon desenvolveu os fundamentos matemáticos para a reconstrução de imagens seccionais a partir de medições de transmissão 1963: A.M Comarck descreve uma técnica para calcular a distribuição de absorção no corpo humano 1972: G.N. Hounsfield e J. Ambrose guiaram o primeiro exame clínico de TC 1979: Godfrey N. Hounsfield ( ) e Alan M. Cormack ( ) foram agraciados com o Prêmio Nobel em Medicina e Fisiologia

7 Novidades Primeira modalidade de imagem de ampla aplicação fornecendo, exclusivamente, imagens digitais (até então, as imagens médicas utilizadas eram imagens analógicas obtidas diretamente); Pioneira em duas características nas imagens médicas, que nos dias de hoje são bem familiares (RM e PET): representação digital e representação volumétrica em seções de cortes.

8 Vantagens Distinguir estruturas de órgãos e tecidos com pequenas diferenças de densidade em especial entre os tecidos moles: CT: 0,5% Radiografia: 2% Imagem de um corte sem a superposição de imagens das estruturas não pertencentes à seção em estudo As imagens das estruturas anatômicas conservam as mesmas proporções, sem distorções Imagens digitais permitem medições quantitativas das densidades dos tecidos e dos tamanhos das estruturas Admite reformatações e manipulações pós-reconstrução, tais como: ampliação, suavização, reformatação em outros planos (2D) e reconstrução tridimensional (3D)

9 Princípio de Funcionamento Um tubo de raios-x gira, emitindo radiação, em torno do paciente, num plano axial. Um conjunto de detectores posicionados no lado oposto captam os fótons de raios-x que atravessam o paciente, e Um algoritmo de reconstrução, composto de uma seqüência de instruções matemáticas converte os sinais medidos pelos detectores em uma imagem.

10 Tomógrafo Tubo de raios X Feixe de raios X Mesa de CT Detectores Figura do Dr. Mahesh, John Hopkins, MD, AAPM Handout. c.f.

11 Radiografia convencional c.f. Bushberg, et al. The Essential Physics of Medical Imaging, 2 nd ed., p. 328.

12 Evolução Histórica Marcos: 1970 Primeiro tomógrafo 1972 Início da aplicação clínica 1989 CT helicoidal 1992 CT multicortes

13 Evolução histórica da CT CT -Godfrey NewboldHounsfield Idéia: 1967 Publicação: 1972 Premio Nobel em Medicina: 1979 Primeira geração (1970) 1 ou 2 detectores. Translação e rotação do tubos e dos detectores. Feixe paralelo tipo lápis fino. Tempo de imagem: 2,5 min

14 Evolução histórica da CT Segunda geração (1972) 3-50 detectores, Translação e rotação do tubo e detectores Feixe em leque estreito. Tempo de imagem: 10 segundos

15 Evolução histórica da CT Terceira geração (1976) Arco de detectores ( ). Rotação do tubo e do arco. Feixe em leque aberto. Tempo de imagem: 0,5 segundos

16 Evolução histórica da CT Quarta geração (1976) Anel de detectores ( ) Anel fixo -rotação no tubo. Feixe em leque aberto. Tempo de imagem: 1 segundo

17 Evolução histórica da CT c.f. Kalendar WA, Computed Tomography, Second Edition, pg. 37, 2005 c.f. Bushberg, et al. The Essential Physics of Medical Imaging, 2 nd ed., p. 328.

18 Quinta geração de CT Ânodo com alvo de tungstênio e feixe de elétrons de alta energia. Fundamentalmente para cardiologia pela velocidade da imagem (50 ms). c.f. Kalendar WA, Computed Tomography, Second Edition, pg. 67, 2005

19 CT helicoidal (6ª geração) c.f. Kalendar WA, Computed Tomography, Second Edition, pg. 79, 2005 Os dados são adquiridos (rotação contínua do gantry) e a mesa se move na horizontal. Trajetória helicoidal em torno ao paciente segundos volume grande.

20 CT helicoidal Tecnologia de anel deslizante Tubos de raios X de alta potência. Algoritmos de interpolação. c.f. Seeram, Computed Tomography, 2nd Ed., pg. 82.

21 CT helicoidal A varredura no CT helicoidal é feita por uma trajetória em espiral em volta do eixo do paciente, porém os algoritmos de reconstrução assumem um caminho circular. Para compensar estas diferenças, o conjunto de dados em espiral é interpolado a uma série de dados planares Com a interpolação é possível gerar novos planos sem a necessidade de uma dose adicional no paciente (interleaved Volume do corte Espessura do corte Plano reconstruído Interpolação dos dados Trajetória reconstruction) c.f. Seeram, Computed Tomography, 2nd Ed., pg. 218.

22 CT helicoidal: Passo ou Fator de Passo (Pitch) Passo = Deslocamento da mesa por rotação (mm) Colimação do feixe (mm) Parâmetro que surge nos protocolos de CT helicoidal Valores típicos: 0,5; 1,0; 1,5; 2,0 Passo <1 implica em superposição e maior dose no paciente Passo >1 implica em imagem extendida e menor dose no paciente

23 CT helicoidal: Passo (Pitch) c.f. Bushberg, et al. The Essential Physics of Medical Imaging, 1st ed., p. 261.

24 CT helicoidal: Passo (Pitch)

25 Espessura do corte: Perfil de sensibilidade A espessura do corte num corte simples de CT é determinado pela colimação física do feixe de raios X entre duas peças de chumbo. O perfil de sensibilidade do corte descreve a contribuição real de cada ponto ao longo da espessura do corte na formação da imagem. Um pequeno objeto próximo do centro do corte é mais visível que o mesmo objeto nas bordas. c.f. Bushberg, et al. The Essential Physics of Medical Imaging, 2 nd ed., p. 343.

26 Detectores e arranjos A maioria dos CT modernos usam tanto detectores de Xenônio (tecnologia antiga) como de cintiladores de estado sólido. c.f. Bushberg, et al. The Essential Physics of Medical Imaging, 2 nd ed., p. 339 & 340.

27 CT multi-cortes (7ª geração,1993) Arranjo de múltiplos detectores. 2, 4, 8,16,32, 40 anéis de detectores. 3 rotações/segundo; 0,33x0,33x0,33 mm. c.f. Kalendar WA, Computed Tomography, Second Edition, pg. 79, 2005

28 Cortes simples vs. Multi-cortes c.f. Seeram. Computed Tomography, 2 nd ed., p. 258.

29 Espessura do corte: múltiplos detectores A espessura do corte num sistema com um arranjo de detectores é determinada pela largura dos detectores contidos no corte A largura do corte pode ser mudada combinando os detectores individuais mediante a soma eletrônica dos sinais de cada um deles. A colimação é ajustada para que a região de penumbra fique por fora (aumenta dose) c.f. Bushberg, et al. The Essential Physics of Medical Imaging, 2 nd ed., p. 344.

30 c.f. Bushberg, et al. The Essential Physics of Medical Imaging, 2 nd ed., p. 341.

31 Objetivos Evolução Histórica Formação da Imagem

32 Imagem de CT

33 Imagem de CT O voxeltem uma terceira dimensão que representa a espessura do corte. O pixel(picture element) é o elemento básico de uma imagem digital 2D Cada pixel mostra informação do brilho referente à anatomia do paciente naquele voxel (volume element). A largura e a altura do pixel são iguais à largura e à altura do voxel. c.f.

34 Imagem de CT As filas e as colunas formam uma matriz. Os tamanhos de matriz são: 512 x 512, 1024 x 1024, etc. O técnico escolhe o campo de visão (FOV). Tamanho do pixel = FOV/tamanho da matriz A faixa dinâmica para cada pixel é de 12-bits (0-4095) c.f.

35 Que é medido? O processo de reconstrução resulta numa matriz 2D de números em notação de ponto flutuante (0<N<1). Estes números correspondem ao coeficiente médio de atenuação linear do tecido contido em cada voxel. As imagens de CT são normalizadas e truncadas a 4096 valores inteiros, normalmente de a Os coeficiente de atenuação lineares são convertidos em uma escala de números de CT.

36 Números de CT ou unidades Hounsfield O número de CT(x,y) em cada pixel (x,y) da imagem é obtido de: CT ( x y) ( x, y) µ ( x, y) µ água, = 1000 µ água ( x, y) μ(x, y) é o coeficiente de atenuação para cada voxel. μ água é o coeficiente de atenuação da água. CT (x,y) é o numero de CT (ou unidade Hounsfield) que contem a imagem clínica final. Ar = -1000, Tecido mole na faixa de -300 (pulmão) a -90 (gordura), água = 0, massa branca = 30, massa cinzenta = 40, músculo = 50, osso denso e áreas com agente de alto contraste superior a

37 Tecidos na escala Hounsfield c.f. Kalendar WA, Computed Tomography, Second Edition, pg. 31, 2005

38 Tecidos na escala Hounsfield

39 O número de CT e o paciente? O número de CT, e assim a imagem de CT, devem seu contraste principalmente às propriedades físicas dos tecidos que influenciam no espalhamento Compton O coeficiente de atenuação, linearmente proporcional à densidade, tem um papel fundamental no contraste em imagens de CT Os números de CT são quantitativos, Nódulos pulmonares calcificados são geralmente benignos, a quantidade de calcificação pode ser determinada pelo número de CT do nódulo. CT é também quantitativa em termo de dimensões lineares e pode ser usado para determinar com precisão a localização de um volume tumoral ou o diâmetro de uma lesão.

40 Aquisição

41 Cortes transversais

42 Aquisição tomográfica Raio: Uma simples medição de transmissão através do paciente por um único detector num instante dado. Projeção ou vista: Uma série de raios com a mesma orientação. c.f. Kalendar WA, Computed Tomography, Second Edition, pg. 26, 2005

43 Número de raios em um CT Os CT modernos utilizam a geometria de feixe em leque. Isto implica que são medidos raios em ângulos de projeção diferentes. c.f. computed tomography lecture

44 Aquisição e pré-processamento dos dados Cada raio é uma medida de transmissão através do objeto ao longo de uma linha, onde o detector mede a intensidade do raio X, I t I 0 = Intensidade do feixe sem atenuação I t = I 0 e -μt t = Espessura do paciente ao longo do raio μ= Coeficiente médio de atenuação linear ao longo do raio. ln (I 0 / I t ) = μt para cada raio, pré-processamento A imagem primária depende das características anatômicas do paciente.

45 Reconstrução da imagem Sabemos o resultado de cada soma, mas não sabemos os valores individuais. Devemos resolver um sistema de equações. Porém é verdadeiro somente se conhecemos o caminho exato do raio de radiação (problema: refração e difração). c.f. Kalendar WA, Computed Tomography, Second Edition, pg. 27, 2005

46 Convolução Retroprojeção c.f. mac5918/mac5918.htm c.f. Seeram, Computed Tomography,, 2nd Ed., pg.107.

47 Algoritmo de reconstrução Depois de pré-processar os dados um algoritmo de reconstrução é usado para produzir a imagem de CT (mapa de coeficiente de atenuação) O método de retroprojeção constrói a imagem no computador revertendo o processo de aquisição. f(x,y): Espaço do objeto F(u,v): Espaço De Fourier c.f. f (x,y): Espaço da imagem

48 Exemplo do processo de retro-projeção Retro-projetando a projeção 1 Retro-projeção resultante (1+2)

49 c.f. br/~mjack/mac5918/ mac5918.htm Sinograma

50 Exemplos de retro-projeções c.f.

51 Retroprojeção filtrada Não entanto, a retroprojeção simples produz uma imagem pouco nítida. Os dados devem ser primeiro filtrados Os dados devem ser primeiro filtrados através de convolução:

52 Retroprojeção filtrada c.f. Bushberg, et al. The Essential Physics of Medical Imaging, 2 nd ed., p Retroprojeção filtrada é o algoritmo mais usado nos CT clínicos.

53 Efeito de filtragem

54 Filtros c.f. Seeram, Computed Tomography, 2nd Ed., pg.108. Algoritmo para osso detalhe fino (intensificação das bordas), mas com incremento do ruído. Filtros para tecidos moles -suavizamento, diminui o ruído, mas diminui também a resolução espacial. A escolha do melhor filtro de reconstrução depende da tarefa clínica. c.f. Kalendar WA, Computed Tomography, Second Edition, pg. 29, 2005

55 Exemplos de filttragem Suave Realce ou agudo c.f.

56 Informação presente nas Imagens

57 Histograma c.f. Bushberg, et al. The Essential Physics of Medical Imaging, 2 nd ed., p Embora o voxeldo CT utilize 12-bit na escala de cinza (2 12 =4096 tons), os monitores e as impressoras utilizam 8 bits (2 8 =256). A imagem de CT de 12-bit deve ser reduzida a 8 bits para melhor visualização. O tamanho da janela (window width, W) determina o contraste da imagem, uma janela mais estreita resulta num maior contraste. O nível ou brilho (level, L) é o número de CT no centro da janela.

58 Ajuste do histograma: Window/Level c.f. Kalendar WA, Computed Tomography, Second Edition, pg. 32, 2005

59 c.f. Seeram, Computed Tomography, 2 nd ed., p Qualidade da imagem

60 Qualidade da imagem: Resolução A resolução espacial de alto contraste ou simplesmente resolução espacial é a capacidade para discriminar entre dois objetos adjacentes, é função do tamanho do pixel. Intervalo típico: pl/mm Resolução de baixo contraste ou resolução de tecido representa a capacidade de um sistema de imagens de detectar diferenças sutis no contraste, é a diferença de valores de Hounsfield Units (HU) entre tecidos. Valor típico: 0.5 %, bem superior ao raio X convencional: 5 %. Existe um compromisso entre resolução espacial (diminuindo o tamanho do pixel reduz a RSR a menos que seja aumentada a corrente no tubo levando a um incremento da dose) e a resolução de contraste. Existe uma relação bem estabelecida entre dose de radiação (D), dimensões do pixel (Δ), RSR e espessura do corte (T). RSR D 3 T 2

61 Qualidade da imagem: Ruído Na imagem de CT o ruído é determinado pelo número de fótons utilizados para fazer uma imagem (ruído quântico). O ruído quântico diminui com o aumento do número de fótons ( N) Para melhorar a resolução espacial e a de contraste, a dose de radiação deve ser aumentada para ter uma maior quantidade de fótons e assim o ruído reduzido. Mais ruído, menos dose Menos ruído, mais dose c.f. Seeram, Computed Tomography, 2 nd ed., p. 186.

62 Qualidade da imagem: Ruído O ruído é geralmente reduzido aumentando a voltagem e/ou a corrente do tubo, e o tempo de exame, se todos os outros parâmetros são mantidos constantes Pode ser reduzido também, aumentado as dimensões do voxel (significa, decremento das dimensões da matriz, incremento do FOV, ou incremento da espessura do corte) Um valor típico num CT moderno é aproximadamente 3 HU (0.3% de diferença no coeficiente de atenuação) Para um protocolo fixo, pacientes menores transmitem mais radiação e assim o ruído é reduzido, isto permite a redução dos parâmetros do protocolo em pacientes menores O ruído também é afetado pelo filtro de reconstrução usado.

63 Qualidade da imagem: Ruído

64 Qualidade da imagem: Resolução espacial Dimensões do ponto focal Se o ponto focal é incrementado, aumenta-se a borrosidade na imagem, diminuindo a resolução espacial. Largura do detector Maiores resoluções espaciais são obtidas com detectores de menores dimensões. Objetos podem ser resolvidos quando a largura do detector é menor que o espaçamento entre eles.

65 Qualidade da imagem: Resolução espacial Número de projeções: Mais projeções, mais dados disponíveis para a reconstrução da imagem, melhorando a resolução espacial. c.f. Seeram, Computed Tomography, 2 nd ed., p. 178.

66 Qualidade da imagem: Resolução espacial Passo helicoidal (pitch) Maior passo reduz a resolução espacial (incremento da largura do perfil de sensibilidade)

67 Qualidade da imagem: Resolução espacial Filtro para tecido mole Filtro para osso Filtro de reconstrução (Kernel) A reconstrução utilizada afeta a resolução espacial. Filtros para osso possuem melhor resolução espacial comprados aos filtros para tecido mole c.f. Seeram, Computed Tomography, 2 nd ed., p. 180.

68 Qualidade da imagem: Resolução espacial Dimensões da matriz O número de pixels usados para a reconstrução tem uma influência direta na resolução espacial (com um FOV fixo). Incrementando as dimensões da matriz para um FOV fixo aumenta a resolução espacial. Campo de visão (FOV) O FOV influencia as dimensões de cada pixel. Um FOV de 10 cm numa matriz de 512x512 = 0.2 mm cada pixel, um FOV de 35 cm numa matriz de 512x512 = 0.7 mm Movimento do paciente Movimento causa borrosidade e, assim, uma degradação da resolução espacial

69 Qualidade da imagem: Resolução de contraste mas(corrente no tubo x tempo de scan) Aumento do mas, aumenta do número de fótons, aumenta de RSR (razão sinal-ruído) e melhora na resolução de contraste Dobrando o mas, a RSR aumenta 41% melhorando a resolução de contraste Dimensões do pixel (FOV) Se as dimensões do paciente e todos os parâmetros do scansão fixados, na medida que o FOV incrementa aumentarão as dimensões do pixel, e o número de raios X atravessando cada voxeltambém, levando a uma melhora da resolução de contraste.

70 Qualidade da imagem: Resolução de contraste Espessura do corte Cortes mais grossos implicam em mais fótons e assim maior RSR. Dobrando a espessura do corte, incrementa-se a RSR em 41% Filtro de reconstrução Filtros para osso produzem menor resolução de contraste (porém maior resolução espacial) comparado a filtros para tecido mole Dimensões do paciente Para a mesma técnica de raios X, maiores pacientes atenuam mais resultando numa menor detecção, reduzindo a RSR e assim a resolução de contraste

71 Controle da qualidade Parâmetros de qualidade de imagem a serem avaliados, Resolução espacial (de alto contraste). Resolução de contraste (de baixo contraste). Precisão do alinhamento do laser. Ruído e uniformidade. Espessura do corte. Exatidão e linearidade do número de CT. Dose de radiação.

72 Artefatos: Endurecimento do feixe Os raios X de baixa energia são mais atenuados a medida que o feixe atravessa o paciente. A forma do espectro começa a ser mais abrupta para maiores energias. c.f. Bushberg, et al. The Essential Physics of Medical Imaging, 2 nd ed., p. 370.

73 Artefatos: Endurecimento do feixe O osso causa um maior endurecimento do feixe comparado com uma espessura equivalente de tecido mole. Efeito teia de aranha no corte onde o feixe atravessa os ossos petrosos de cada lado da cabeça. Existem algoritmos simples de correção. c.f. Bushberg, et al. The Essential Physics of Medical Imaging, 2 nd ed., p. 370 e 372.

74 Artefatos: Tipo estrela (metal) A densidade do metal está além do intervalo normal de dados que pode manipular o computador, assim resulta num perfil de atenuação incompleto. Imagem com artefato Imagem corrigida RadioGraphics 2004;24:

75 Artefatos: De movimento Devido ao movimento do paciente durante a aquisição - Os artefatos aparecem como uma borrosidade para pequenos movimentos e imagem fantasma ou imagem dobrada para movimentos consideráveis. RadioGraphics 2004;24:

76 Artefatos: De movimento Imagem com artefato Imagem corrigida Seeram E. Image quality. Computed tomography: physical principles, clinical applications and quality control. 2nd ed. Philadelphia, Pa: Saunders, 2001;

77 Artefatos: Volume Parcial Para voxels com o mesmo tipo de tecido, os pixels correspondentes terão uma intensidade representativa dos coeficientes de atenuação linear deste tecido. Para voxels contendo dois ou mais tipos de tecidos, os pixels correspondentes terão uma intensidade representativa da média do coeficiente de atenuação, esta média será ponderada pelo fração volumétrica de cada tecido no voxel correspondente. c.f. Bushberg, et al. The Essential Physics of Medical Imaging, 2 nd ed., p Pode ser na direção perpendicular ao corte ou dentro deste.

78 Artefatos: Artefato de anel Se um dos detectores está fora de calibração num equipamento de terceira geração, o detector terá um erro consistente na sua leitura para cada posição angular, resultando num artefato circular (mais crítico detectores centrais). RadioGraphics 2004;24:

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