Instrumentação em Imagiologia Médica

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1 Instrumentação em Imagiologia Médica Módulo 3. Imagiologia com Raios-X Parte II. Tomografia Axial Computorizada Leccionado por Vitaly Chepel, Departamento de Física, Universidade de Coimbra Ano lectivo

2 Limitações da Radiografia convencional um objecto 3-dimensional projecta-se a um plano: não só se perde a informação em 3D mas, mais importante, a sobreposição na imagem dos diferentes planos do objecto dificulta a detecção dos pequenos pormenores baixo contraste: apenas as variações de densidade superiores de ~2% podem ser detectadas os tecidos moles não se distinguem (por exemplo, a atenuação dos raos-x no tecido muscular e no sangue é praticamente igual é necessário um líquido contraste para visualizar os vasos sanguíneos) caracterização quantitativa dos tecidos no que diz respeito a atenuação de raios-x (i.e. a densidade e o Z) é difícil porque só temos acesso a um valor médio do coeficiente de atenuação ao longo de uma linha fonte - detector 2

3 Limitações da Radiografia convencional (2) Baixo contraste: apenas as variações de densidade superiores a ~2% podem ser detectadas os tecidos moles não se distinguem (por exemplo, a atenuação de raos-x no tecido muscular e no sangue é praticamente igual é necessário um líquido contraste para visualizar os vasos sanguíneos) Material Ar Sangue Tecido múscular Osso I(x)/I 0 para x=1 cm Diferença (%) em comparação com tecido muscular + 20% + 0.2% 0-26% 3

4 Limitações da Radiografia convencional (3) Caracterização quantitativa dos tecidos no que diz respeito a atenuação de raios-x (i.e. a sua densidade e Z) é difícil porque só temos acesso a um valor médio do coeficiente de atenuação ao longo de uma linha fonte - detector I 0 I(x) detector ( x ) µ 1 x1 µ 2 x2 I x) = I e e... = I exp µ ( 0 0 i i Só podemos medir I(x)/I 0 temos apenas accesso a µ i x i (também explica baixo contraste: um objecto pequeno mas com µ grande dá a mesma contribuição que um objecto grande mas com µ pequeno) 4

5 Tomografia convencional Ideia base focar num plano fazendo com que os objectos que não estejam no plano focal apareçam desfocados, como um fundo difuso Object defocused Tomografia convencional também é conhecida como Tomography, body section radiography, planigraphy, laminography or stratigraphy 5

6 TAC Tomografia Axial Computorizada Prémio Nobel em Fisiologia ou Medicina de 1979: G.Houndsfiels (engenheiro electrotécnico) and A.Cormac (físico), pelas suas contribuições para o desenvolvimento da tomografia computorizada com raios-x Geffry Houndsfield United Kingdom Central Research Laboratories, EMI London, United Kingdom Alan Cormac USA Tufts University Medford, MA, USA Terminologia: Hounsfield chamou a técnica Computerized Transverse Axial Tomography Computerized Axial Tomography (CAT scanning) Hoje usa-se Computed Tomography ou CT scanning 7

7 TAC a ideia Intensidade de RX que não foram absorvidos no objecto As sombras de dois objectos quando são iluminados sob dois ângulos diferentes O interior de um objecto semitransparente visto sob dois ângulos OU o interior de um objecto visto em raios-x a incidirem nele sob dois ângulos diferentes 8

8 Quatro gerações Primeira geração: one source one detector Pencil beam ( 1 mm) Para obter imagem de uma secção: scan (~100 posições) + rotação 3º + scan + rotação 3º + = ~100 scans x 120 posições 4 min por secção 9

9 Quatro gerações Segunda geração: one source N detectors 1 2 Fan beam ( 10º) feixe em leque 3 Para obter imagem de uma secção: scan (mais rápido) + rotação 3º + scan + rotação 3º + = 120 scans ~20 s por secção 10

10 Quatro gerações Terceira geração: one wide beam source, N detectors Wide beam todo objecto de uma só vez Várias centenas de detectores Feixe pulsado Para obter imagem de uma secção: exposição + rotação 3º + exposição + rotação 3º + ~ 4 a 5 s por corte (não há movimento de translação) Mecanicamente mais símples mas deve ser muito bem equilibrado para evitar os artefactos (ring artefacts) 11

11 Quatro gerações Quarta geração: Rotating source + N detectors Apenas a fonte é rodado; os detectores (~1000) são estacionários Para obter imagem de uma secção: Uma rotação contínua a mesma rapidez (~ 4 a 5 s por corte) mas não há artefactos devidos ao desequilíbrio mecánico (ring artefacts) + calibração dos detectores em tempo real (existem sempre alguns posições para cada detector em que este é exposto ao feixe directo 12

12 As quatro gerações: resumo 13

13 TACs modernos 14

14 O interior de um TAC A modern (2006) CT scanner with the cover removed, demonstrating the principle of operation. The X-ray tube and the detectors are mounted on a ring shaped gantry. The patient lies in the center of the gantry while the gantry rotates around them. This arrangement, a broad fan-shaped X-ray beam with rotating source and detectors, is the 'third-generation' configuration. This scanner is capable of helical scanning - the gantry is able to rotate freely while the patient moves continuously through the plane of the scan. Power (up to 150 kw) and data (up to 5 Gbps) are transferred to and from the gantry using (not shown). T D X R X-ray tube X-ray detectors X-ray beam Gantry rotation 15

15 TAC em espiral (spiral or helical CT scan) Quase todos os sistemas modernos de TAC funcionam em espiral Frequentamente têm vários aneis de detectores Vantagens Mais rápido Permite uma resolução melhor Desafios Os algoritmos de reconstrução são mais complexos Alimentação e leitura dos sinais dos detectores e em especial fornecimento de alta tensão à ampôla de raios X. Solução: contactos móveis; fonte da tensão para a ampôla mais compacto e que se move em conjunto com a ampôla. 16

16 Contactos móveis 17

17 Com scanning electron beam (quinta geração?) 18

18 Com scanning electron beam Os electrões são acelerados num acelerador e podem ser focados num dos vários ánodos em forma de arco de cerca de 210º O varrimento do feixe de electrões sobre os ánodos (target rings) faz mudar a posição da fonte emissora de raios-x Vários cortes podem ser medidos em simultâneo Não há partes móveis O tempo de 1 scan pode ser reduzido até ~1 ms imagens cardíacos É um sistema muito caro 19

19 Ampôla de raios-x Semelhante às ampôlas usadas em radiologia Em alguns casos funciona no modo de impulsos (TACs de terceira geração) São operadas tipicamente a uma tensão de kv e até ~0,4 A de corrente Para os TACs em espiral deve ser usada uma fonte de alta tensão compacta para ser colocada dentro do anél de detectores e movida em conjunto com a ampôla Um problema adicional em TACs em espiral: arrefecimento da ampôla (potência típica 50 kw) arrefecida com ar 21

20 Detectores de raios-x Um sistema de TAC moderno tem milhares de detectores independentes Dois tipos de detectores: Cristais cintiladores (CsI(Tl), por exemplo) acoplados aos fotodíodos Câmaras de ionização com xenon gasoso (Z=54) (à pressão ligeiramente acima atmosférica para aumentar a eficiência) Em ambos os casos os detectores funcionam no modo de corrente (e não de impulsos) devido a elevada intensidade do fluxo de raios-x 22

21 Detectores de raios-x: cintiladores i( t) I ( t) luz fotodíodo cintilador Cintilador: 1 fotão de RX N fotões visíveis (N = E X /W, W energia dispendida por um fotão, W ~ 30 a 100 ev, depende do material) RX Fotodíodo: 1 fotão visível 1 electrão por efeito fotoeléctrico O sinal: i ( t) E I( E, t) η( E ) de X X X X E X energia de raios X I(E x, t) fluxo de fotões com energia E X que incidem sobre o detector η(e X ) eficiência de absorção de fotões com energia E X no detector 23

22 Detectores de raios-x: cintiladores (2) (Kalender,RSNA 2005) 24

23 Detectores de raios-x: cintiladores (3) (Kalender,RSNA 2005) 25

24 Detectores de raios-x: câmaras de Xe i i( t) N ( t) i N i (t) número de cargas na câmara no instante t electrões Iões positivos RX Xe: Z=54 ρ g/cm 3 para P = 5 bar problema de eficiência de absorção de RX 1 fotão de RX n i pares electrão-ião por ionização do gás (n i = E X /W, W energia dispendida por um par; W = 20 ev no Xe) EX O sinal: i ( t) Ni ( t) I( EX, t) η( EX ) dex W E X energia de raios X I(E x, t) fluxo de fotões com energia E X que incidem sobre o detector η(e X ) eficiência de absorção de fotões com energia E X no detector 26

25 Noções sobre a reconstrução g(x,θ) y θ x g( x, θ ) = 1 I( x ) I 0 θ projecção medida na posição θ do sistema µ(x,y)=? x g(x,θ) é uma função unidimensional existem N projecções para cada corte O objectivo: A partir de um conjunto de N projecções g(x,θ) reconstruir µ(x,y) o coeficiente de atenuação de raios X 27

26 29 Back projection como funciona I 0 I 0 I 0 I 0 I 1 I 2 I 3 I 4 µ 1 µ 2 µ 3 µ 4 ( ) ( ) ( ) ( ) = = = = y y y y x x x x e I I e I I e I I e I I µ µ µ µ µ µ µ µ = + = + = + = ln 1 ln 1 ln 1 ln 1 I I y I I y I I x I I x µ µ µ µ µ µ µ µ Mede-se I 0, I 1, I 2, I 3, I 4 A determinar µ 1, µ 2, µ 3, µ 4 ( x e y são dados, = largura do feixe de RX, por exemplo) As equações não são independentes! Precisamos mais dados

27 Reconstrução por Back projection Projecção Y Objecto Projecção X 30

28 Back Projection - artefactos Objecto Reconstrução a partir de 2 projecções Reconstrução a partir de 3 projecções 31

29 Métodos de reconstrução da imagem 1. Back projection (ou summation method) resolução de um sistema de equações lineares (uma projecção uma equação) para encontrar a contribuição do cada pixel, µ i x i para a atenuação de raios-x e assim reconstruir µ(x,y) em todo o espaço. Pressupõe-se que esta contribuição é igual para qualquer projecção (ver slide a seguir) 2. Filtered Back Projection (também conhecido como método de convolução) semelhante ao primeiro método que também usa filtragem no domínio de frequências (para reduzir a contribuição de baixas frequências), mas aqui o procedimento é contrário: primeiro aplica-se filtragem a cada projecção e depois calculam-se µ(x,y). 3. Métodos Iterativos parte-se de uma distribuição µ 0 (x,y) pre-defiinida, calculam-se as projecções e comparam-se com as projecções medidas, depois modifica-se µ 0 (x,y) e calculam-se projecções de novo, e assim sucessivamente até minimizar a diferênça entre as projecções calculadas e medidas. 4. Transformada Fourier em 2D a partir do conjunto das transformadas unidimensionais da cada das projecções g(x,θ) constroi-se transformada em 2D, e obtem-se µ(x,y) por transformação inversa já em 2D. 32

30 Estado de arte dos CT scanners (Kalender,RSNA 2005) 33

31 Resolução no plano de corte (x,y) cabeça standard cabeça de alta resolução 34

32 Resolução isotrópica Plano transversal Plano axial 35

33 Exemplos de imagens Cóclea (?) 30 mm (Kalender,RSNA 2005) 36

34 Novos desafios em TAC maior campo de visão em Z para imagem simultánea do cérebro, coração e pulmões para medição da perfusão + aneis (mas atenção ao Compton!) tempo dos scans ainda mais curto (50 ms) para imagiologia cardíaca Problema: requer maior potência da ampôla (>100 kw) Alternativa: Um paradigma novo, como um sistema com várias ampôlas, por exemplo 37

35 Desenvolvimentos (1) Dual-source CT sistema com duas ampôlas Siemens, 2005 Vantagens: rotaçao de 180º é suficiente para obter informação completa de um corte um scan requer ½ do tempo resolução temporal (83 ms) importante para imagens cardíacos as ampôlas podem funcionar às tenções diferentes (80 kv e 140 kv) permite melhor caracterização de tecidos em termos de coeficiente de atenuação dos RX diferenciação do Cálcio (em ossos) e do Iodo (em líquido contraste); também permite melhor diferenciação de tumores 38

36 Desenvolvimentos (2) Multislice scanners Scanners multi-corte Em 2007 Philips anunciou começo de fabrico de um TAC scanner capaz de medir 256 cortes em simultâneo usando um feixe de RX cônico No mesmo ano, Toshiba anunciou um scanner de 320 cortes Problema: Deterioração da imagem devido a dispersão de Compton no corpo que aumenta com aumento da largura do feixe (campo da visão) D D A A 39

37 Desenvolvimentos (3) Inverse geometry CT TAC com geometria invertida (em teste) 1 fonte + N detectores N fontes + 1 detector O volume a scanear pode ser o mesmo A contribuição da dispersão por efeito de Compton no corpo é muito reduzida Como se usa apenas 1 detector, este poderia ser mais caro e com melhor performance por exemplo funcionar em modo de detecção de fotões de RX um a um medindo também a energia do cada fotão. Isto seria equivalente ao fazer um scan simultaneamente com várias ampôlas de energias diferentes medese µ(x, y, E) em vez de um µ(x,y) médio D F F D E 40