Detectores para obtenção de imagens digitais

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1 Detectores para obtenção de imagens digitais Tânia Aparecida Correia Furquim 1 1 Introdução O diagrama esquemático mostrado na Figura 1 mostra o caminho percorrido para a formação e manuseio de uma imagem radiológica. Figura 1 Esquema de obtenção e manuseio de uma imagem radiológica Percebe-se que a atenuação da radiação de maneira diferenciada pelos tecidos e órgãos do corpo humano, é o que vai possibilitar a formação de uma imagem radiológica. Se todos os tecidos atenuassem da mesma maneira, não haveria contraste e estruturas não seriam identificadas de forma individualizada. Assim, a absorção dos raios X no detector deve apresentar um comportamento tal que não possibilite muitas perdas em relação à imagem latente formada no momento da atenuação pelos tecidos. Como mostra o diagrama da Figura 2, a imagem radiológica pode ser formada pelo sistema écran filme, sistema computadorizado e sistema digital. Enquanto o primeiro 1 Física Médica do Instituto de Física da Universidade de São Paulo. Doutora em Tecnologia Nuclear - Aplicações (Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares - SP), Mestre em Biofísica (Instituto de Física da USP), Especialista em Radiologia Diagnóstica (Associação Brasileira de Física Médica) 1

2 sistema produz imagens em filmes radiológicos, os dois últimos produzem imagens digitais, as quais podem ser visualizadas em um monitor. Figura 2 O diagrama ilustra alguns tipos de sistemas que formam as imagens radiológicas 2. Detectores para formação de imagens digitais Os sistemas que produzem imagens digitais podem ser classificados como mostra a Figura 3. As imagens podem ser produzidas por sistemas computadorizados (Computerized Radiology - CR) e digitais. Este último pode ter ainda uma subdivisão: diretos e indiretos. Figura 3 Diagrama representando os sistemas que produzem imagens digitais, com a subdivisão da radiologia digital, em função da conversão de raios X em luz 2

3 1.1 Sistemas Computadorizados Em 1975, George Luckey, um pesquisador da Kodak teve aprovada a patente de um meio de armazenamento temporário que liberava imagem após estímulo por luz, os fósforos. Essa patente chamava-se Apparatus and Method for Producing Images Corresponding to Patterns of High Energy Radiation (Aparato e método para produção de imagens correspondents a padrões de radiação em alta energia). Nesse mesmo ano, a Kodak patenteou o primeiro sistema de varredura de ponto a ponto para estes fósforos, o que deu nascimento ao sistema de radiologia computadorizada. Em 19811, a Fuji começou comercializar o primeiro sistema completo para radiologia, seguida de várias outras empresas como 3M, Agfa, Fujistu, Siemens, Toshiba e Kodak. Esses sistemas de radiologia computadorizada utilizam um chassi similar ao sistema écran filme, e dentro dele, o detector utilizado é a placa de imagem, PI (ou Imaging Plate, IP). Estas PIs são chamados fósforos fotoestimuláveis (Figura 4) uma vez que possuem a propriedade de emitirem luz ao serem estimulados por fótons de luz, com comprimentos de onda específicos, que é chamada de luminescência fotoestimulável. Figura 4 Composição de uma placa de imagem Figura 5 Chassis contendo a placa de imagem em três tamahos distintos. Percebe-se que há uma região com código de barras onde as imagens são identificadas e podem ser associados aos dados do paciente 3

4 Os materiais utilizados nas placas de imagem utilizadas em radiologia computadorizada em geral são os haletos de flúor bário dopado com európio (BaFX:Eu, onde X pode ser Br ou I). A função do európio (Eu) é servir de ativador no cristal para que haja a luminescência fotoestimulável2. Os passos essenciais para a produção de uma imagem CR estão descritos abaixo. Os raios X, quando atingem a PI, fornecem energia aos elétrons das camadas externas dos átomos do flúor brometo de bário de forma que estes mudam de nível de energia, saindo do estado fundamental. O Eu então, perde elétron, tornando-se mais positivo, como mostra a Equação 1. Eu 2+ Eu 3+ Equação 1 Os elétrons liberados passam a ocupar vacâncias no cristal, criando a imagem latente. Acabada a irradiação do paciente, o chassi contendo a PI com a imagem latente é levado ao leitor3. Esses últimos executam algumas etapas para obter a imagem a partir da imagem latente na PI: Um sistema mecânico introduz o chassi fechado para dentro do leitor (Figura 6), onde a PI é retirada e enviada para um escâner; A. B. 4

5 Figura 6 Exemplos de leitores de placa de imagem A. Agfa, com leitura de um chassi, com o monitor de verificação da imagem e, B. Philips, com leitura para múltiplos chassis. Um feixe laser (comprimento de onda, λ, em torno de 630 nm) faz uma leitura de toda a placa de imagem, com estimulação ponto por ponto. Os elétrons então movem do cristal para a banda de condução, ocorrendo o que mostra a equação 2: Eu 3+ Eu 2+ Equação 2 O retorno dos elétrons ao estado fundamental causa a emissão de luz (λ 460 nm) que é capturada por tubos fotomultiplicadores; Essa luz é convertida em sinal de saída que é digitalizada e mostrada em forma de imagem da região anatômica de interesse. Assim, a PI é irradiada com uma intensa luz branca para fornecer a energia suficiente aos elétrons que ainda não retornaram ao estado fundamental. A PI então pode voltar ao serviço para ser reutilizada 4 ; A imagem digital que é gerada pelo sistema CR é visualizada inicialmente em um monitor local e dali, enviada ao Picture Archiving and Communications Systems (Sistema de arquivo de imagem e comunicações) PACS. Assim, essa imagem pode ser avaliada pelo radiologista para obtenção de diagnóstico. Comparando-se o sistema CR com o écran-filme pode-se dizer 3 : Possui uma limitação em relação à resolução espacial, uma vez que chega a 3 a 5 pl/mm, enquanto os sistemas écran-filme chegam a pl/mm em radiologia convencional; A resolução de contraste pode ser manipulada e tornar-se melhor, uma vez que é adequada ao observador; Possui uma eficiência de detecção quântica maior, o que significa que maior habilidade em converter os raios X que saem dos pacientes em dados úteis para a formação da imagem diagnóstica. 5

6 Muitos fabricantes de sistemas CR proporcionam um método de relacionar a dose fornecida ao paciente aos valores de tons de cinza obtidos na região anatômica irradiada. Como a faixa dinâmica é ampla, pode haver sub ou super exposição, e desta forma haver perda de informação. Para avaliar a exposição apropriada à PI deve-se observar os indicadores de exposição (Tabela 1) associados aos histogramas de análise. Tabela 1 Indicadores de exposição fornecidos pelos respectivos fabricantes de sistemas CR Fabricante Índicador de exposição Símbolo Cálculo Fuji Sensitivity number S S 200/Exposição (mr) Kodak Exposure Index EI EI 1000 x log (Exposição [mr]) Agfa Relative exposure database lg M -- Konica Relative EXposure REX Similar a S 1.2 Sistemas Digitais Os sistemas digitais de placas planas (flat panel) foram introduzidos em meados da década de em imagem radiológica. O surgimento da radiologia digital (Digital Radiology - DR) trouxe a expectativa de abaixar a dose de radiação X aos pacientes minimizando a repetição de exames devido à qualidade de imagem insuficiente ao diagnóstico. Dois tipos de detectores foram desenvolvidos: de silício amorfo (a-si) e de selênio amorfo (a-se). Esses detectores podem ser classificados de acordo com o tipo de processo de conversão da energia de raios X em cargas elétricas Sistemas digitais indiretos Os sistemas digitais indiretos são assim chamados por utilizar um material cintilador que converte os fótons de raios X incidentes em luz antes que sejam convertidos em cargas elétricas e formem a imagem, como mostra o esquema da Figura 7. 6

7 Figura 7 Diagrama ilustrando o processo de conversão de energia dos raios X em cargas elétricas do sistema de detecção indireta. A detecção indireta pode utilizar dois tipos de detectores: dispositivo de carga acoplada (charge-coupled device CCD) e fotodiodos com transistor de filme fino (Figura 8) Cintilador + CCD O dispositivo de carga acoplada (CCD) é um chip eletrônico (sensor) que contém elementos sensíveis à luz, similar aos CCDs encontrado em câmaras fotográficas. Por possuir um tamanho pequeno, para compor o detector é necessário montar uma matriz de CCDs. O processo de formação de imagem começa com a incidência dos raios X que saem dos pacientes e chegam a um material cintilador (iodeto de césio dopado com tálio, CsI:Tl, ou óxissulfito de gadolínio, Gd 2 O 2 S) que tem a propriedade de converter a energia dos raios X em luz. A luz alcança o CCD e, então, é transformada em cargas elétricas 6 (Figura 8 A.). Esse sinal analógico, em forma de cargas, é convertido em sinal digital no conversor de sinal analógico-digital (analog-to-digital converter - ADC). 7

8 Raios X Raios X Luz Lu Sinal analógico Sinal analógico Sinal Digital A. B. Sinal Digital Figura 8 Esquema de dois tipos de detectores digitais indiretos utilizando: A. câmaras CCD e B. Fotodiodos com transistor de filmes finos Cintilador + fotodiodo + transistor de filme fino Neste caso, o componente que recebe a luz que é produzida pelo material cintilador (CsI:Tl ou Gd 2 O 2 S) é o fotodiodo com transistor de filme fino (thin-film transistor TFF). O fotodiodo, de silício amorfo (a-si), transforma a luz em cargas elétricas que são capturadas pelo arranjo de TFFs, capacitores de armazenamento e eletrônica associada 3. Esses TFFs são relativamente simples de produzir e são fixos. A proposta dos capacitores é coletar as cargas e armazená-las. Um ADC converte essas cargas em sinal digital, como mostra a Figura 8B. 8

9 1.2.2 Sistemas digitais diretos Esses sistemas possuem muitos componentes : Fonte de alta tensão; Eletrodo do topo; Camada dielétrica; Fotocondutor; Eletrodo de coleta; Transistor de filme fino (TFF); Capacitor de armazenamento de cargas; Vidro como substrato. O componente principal é o fotocondutor, que geralmente é o selênio amorfo (a-se), que tem a função de converter os fótons de raios X diretamente em cargas elétricas (Figura 9). Outros fotocondutores podem ser utilizados, porém, a escolha do a-se se dá por suas propriedades de detecção e maior alta resolução espacial quando comparada aos demais. Figura 9 Diagrama ilustrando o processo de conversão de energia dos raios X em cargas elétricas do sistema de detecção direta Um arranjo de TFFs e eletrônica associada ao a-se coletam e armazenam as cargas elétricas produzidas. O sinal analógico então, é convertido em sinal digital por um ADC. 9

10 Raios X Sinal analógico Sinal Digital Figura 10 Esquema de detectores digitais diretos utilizando fotocondutor O arranjo de TFFs é chamado de matriz de elemento detector e está associada à matriz de pixels produzidos na imagem, como mostra a Figura 11. Pode-se perceber que a área sensível para a detecção de sinal tem uma perda de informação, onde está posicionada a parte eletrônica. O tamanho do pixel e espaçamento entre eles (pitch) determinam a resolução espacial da imagem. Figura 11 Diagrama exemplificando a matriz de elementos detectores de um sistema de radiologia digital 10

11 Uma característica importante neste tipo de detector é o fator de preenchimento, que considera a área total do pixel e a área sensível. Esse fator determina o quanto da informação pode ser perdida (equação 3). Área sensível do pixel Fator de preencimento = Equação 3 Área total do pixel Por exemplo, se o fator de preenchimento é de 85 %, significa que 15 % do pixel não é sensível à informação. Quanto maior o fator de preenchimento maior será a resolução espacial e a resolução de contraste do detector 3. Referências: 1 SCHAETZING, R. Computad Radiography Technology. In: Advances in Digital Radiography: RSNA Cathegorical Course in Diagnostic Radiology Physics, Chicago, BUSHONG, S. C. Ciência, Radiológica para Tecnólogos: Física, Biologia e Proteção. Tradução da 9ª. edição, Elsevier Editora Ltda., São Paulo, SEERAM, E. Digital Radiography: An Introduction. Delmar, New York, FURQUIM, T.A.C., COSTA, P. C. Garantia de Qualidade em Radiologia Diagnóstica. Revista Brasileira de Física Médica, v. 3 (1), p , SIEBERT, J. A., MORIN, R. L. The standardized exposure index for digital radiography: an opportunity for optimization of radiation dose to the pediatric population. Pediatr. Radiol., v. 41, p , YAFFE, M. J. Detectors for Digital Mammography. In: DIEKMANN, F., BICK, U. Digital Mammography. Springer, Berlin,