TOMOGRAFIA Autor: Walmor Cardoso Godoi, M.Sc.

Transcrição

1 TOMOGRAFIA Autor: Walmor Cardoso Godoi, M.Sc. Curitiba/2009

2 Sumário EM BRANCO 2

3 1 Computação Tomográfica Estado da Arte 1.1 Introdução A palavra tomografia vem do grego: tomos (secção) + grafia. Tomografia, portanto, referese a qualquer técnica que permita a visualização da seção transversal de um objeto. A técnica da Tomografia Computadorizada (TC) tem se mostrada um indispensável método de imagem na rotina clínica. Foi o primeiro método não invasivo para adquirir imagens do corpo humano sem sobreposição das estruturas anatômicas distintas. Isto é devido a projeção de toda a informação numa imagem plana bidimensional, diferente das vistas em fluoroscopia de raios X. Além disso, imagens de TC possuem alto contraste comparado a radiografia convencional. Existem diversos tipos de tomografias. Cada tipo baseia-se em um princípio físico diferente. A tomografia de raios X, por exemplo, tem como fundamento a atenuação sofrida por um feixe de raios X ao atravessar um objeto. A tomografia de emissão, por outro lado, utiliza informações sobre o decaimento de isótopos radioativos para gerar uma imagem de sua distribuição espacial. A seguir é apresentada uma lista dos tipos mais conhecidos de tomografia. Tomografia de raios X; Tomografia computadorizada de emissão única de fóton (SPECT - Single Photon Emission Computerized Tomography) ; Tomografia de emissão de pósitron (PET - Positron Emission Tomography); Tomografia de ultrassom; Tomografia de impedância elétrica; Tomografia de prótons. Diversos métodos competem com a TC, o mais importante tornou-se a imagem por ressonância magnética (IRM). Apesar da IRM e o PET terem sido largamente utilizados em departamentos de radiologia e medicina nuclear, o termo Tomografia é claramente associado com Tomografia Computadorizada por raios X. Curiosidade Nos Estados Unidos a Tomografia Computadorizada também é denominada CAT (Computerized Axial Tomography). No Brasil, a revista Sciam, em uma edição sobre o assunto, estendeu este conceito para Gatografia (devido a CAT Gato em inglês). 3

4 1.2 Alguns pontos positivos para a tomografia e sua necessidade Fácil uso, interpretação clara em termos físicos dos valores de atenuação, progressos em tecnologia de detectores, reconstrução matemática, e redução da exposição de radiação, a TC manterá e expandirá sua posição no campo da radiologia. A TC tem avançado para se tornar o exame padrão no caso de traumas clínicos. Na Alemanha, a German Employer s Liability Insurance Association insiste nesse exame em vários acidentes que ocorrem no trabalho. Pacientes com trauma, fraturas, e luxações beneficiam-se muito com o esclarecimento provido pelas técnicas de imagem tais como a TC. Recentemente, interesses técnicos, antropomórficos, forenses, e arqueológicos, assim como paleontológicos com aplicações da TC tem sido desenvolvidos. Essas aplicações e mais aplicações como ensaio não destrutivo para análise de materiais e visualização 3D vão além do uso na medicina. A ressonância magnética falha quando o objeto a ser analisado é desidratado. Neste caso, a TC é o método de imagem tridimensional escolhido. 1.3 História da Tomografia Nos últimos 40 anos nenhum outro avanço na área de raios X de diagnóstico foi tão significativo quanto o desenvolvimento da TC. Já no final da década de 1950, os componentes para a construção de um TC estavam disponíveis para médicos e engenheiros. A teoria matemática de reconstrução de imagens foi desenvolvida no começo do século passado pelo matemático austríaco Johann Radon (Figura 1). No seu artigo "Sobre a determinação de funções a partir de suas integrais ao longo de certas direções", de Radon apresentou como, a partir de um conjunto de projeções, determinar a função original. Figura 1: Johann Radon ( ). Entretanto, foi apenas na década de 60 que surgiram os primeiros tomógrafos. Em 1961, o neurólogo William H. Oldendorf (Figura 2) construiu o primeiro protótipo de tomógrafo. Utilizando uma fonte radioativa de iodo e um detector cintilador. Oldendorf reconstruiu, pelo método da retroprojeção, a imagem de um corpo de prova feito de pregos. Na época, devido às dificuldades práticas, este equipamento foi considerado comercialmente inviável. Oldendorf ouviu o seguinte comentário de um fabricante de equipamentos de raios X: "Mesmo funcionando como você sugere, não podemos imaginar um mercado significativo para um aparelho tão caro, que não faria nada além de gerar seções transversais radiográficas da cabeça". 4

5 Figura 2: William H. Oldendorf ( ). Dificuldades no início. Assim como Oldendorf, o físico Allan M. Cormack (Figura 3), de pais escoceses, mas nascido na África do Sul, também interessou-se em como conhecer a distribuição dos coeficientes de atenuação dos tecidos do corpo humano. Em 1955, Cormack fora convidado para trabalhar no hospital Groote Schuur da Cidade do Cabo, supervisionando o uso de isótopos radioativos. Esta atividade o fez perceber que deveria existir uma maneira de determinar as heterogeneidades de uma seção reta a partir de medições realizadas na região exterior. No entanto, ao pesquisar sobre o assunto, o físico não encontrou trabalhos com uma solução matemática para o problema. Cormack então realizou uma série de estudos teóricos e experimentais, publicados em artigos em 1963 e Figura 3: Allan M. Cormack ( ). Porém, somente em 1967, o processo tomográfico como um todo foi apresentado pelo engenheiro britânico Godfrey Hounsfield. Hounsfield trabalhava na empresa britânica EMI Ltda quando foram montados os primeiros TC para teste. Allan M. Cormack ajudou no desenvolvimento do tomógrafo computadorizado, desenvolvendo a matemática necessária para a reconstrução das imagens tomográficas. Cormack e Hounsfield foram agraciados com o Prêmio obel de Medicina no ano de 1979 por suas contribuições para o desenvolvimento do Tomógrafo Computadorizado. Figura 4: Sir Godfrey Hounsfield. 5

6 Os primeiros experimentos de Hounsfield utilizavam uma fonte de raios gama. Devido às limitações da época e à baixa intensidade da fonte, 9 dias eram necessários para completar uma varredura. A fonte de raios gama foi então substituída por uma fonte de raios X, reduzindo o tempo de varredura para 9 horas. A Figura 5 mostra o primeiro protótipo de tomógrafo de cérebro, desenvolvido por Hounsfield. Figura 5: Primeiro protótipo de tomógrafo de cérebro 6

7 1.4 Problemas Inversos A matemática da reconstrução de imagem em TC influenciou outros campos da ciência e vice-versa. A técnica de backprojection, por exemplo, é utilizada em geofísica e aplicações 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 projeções (Figura 8). Uma fonte de raios X com geometria de feixo cônico ou em leque penetra o objeto para ser examinado. Figura 6: Esquerda: Allan MacLeod Cormack ( ) após o anúncio official do Prêmio Nobel para medicina de 1979 Direita: Sir Godfrey Hounsfield ( ) na frente do seu EMI CT scanner. Figura 7: Esquerda: Johann Radon ( ) Direita Wilhelm Conrad Rontgen ( ) 7

8 Figura 8: De uma forma geral, a tomografia consiste na reconstrução de uma imagem a partir da sua sombra (projeção). Grupos particulares de problemas matemáticos em TC tornam-se populares nos anos 50 quando o astrofísico Bracewell provou que a resolução de telescópios pode melhorar significativamente se a distribuição espacial dos telescópios são devidamente sincronizados. Entretanto, em 1936 problemas similares com a mesma base matemática foram discutidos. Em tomografia computadorizada o termo problema inverso é imediatamente visível. A distribuição de atenuação espacial dos objetos que produzem a sombra de projeção não é conhecida a priori. Este é uma das razões para adquirir as projeções ao longo de uma coordenada de rotação do detector em intervalos angulares de projeção de pelos menos 180 o. Figura 9: Problema inverso: adquirir as projeções ao longo de uma coordenada de rotação do detector em intervalos angulares de projeção de pelos menos 180 o. Em 1961, a solução para este problema foi aplicada pela primeira vez para uma sequência de projeções de raios X para o qual um anatômico objeto foi medido de diferentes direções. 8

9 Cap 2 Tomógrafo Computadorizado 2.1 Introdução Nesse capítulo abordaremos o Tomógrafo Computadorizado (Figura 1). Antes de abordar diretamente ele, falaremos um pouco dos princípios físicos envolvidos na geração dos raios X emitidos por estes equipamentos, como a interação de elétrons e fótons com a matéria, a geração de raios X, etc. Figura 1 Design de dois equipamentos de TC (CT Gantries) em 1975 e 2005 (Philips Medical). 2.2 Fundamentos da Física dos Raios X em TC Pela descoberta de um novo tipo de radiação com alto poder de penetração Wilhelm Conrad Röntgen foi agraciado com o prêmio Nobel de física in In 1985 em experimentos com aceleração de elétrons, ele descobriu um tipo de radiação capaz de penetrar opticamente objetos opacos, os quais ele nomeiou raios X, por se tratar de uma radiação desconhecida. Geração de raios X A radiação por raios X tem natureza eletromagnética, e é uma parte natural do espectro eletromagnético, que envolve microondas, infra-vermelho, etc. Nas fontes de raios X, o impacto dos elétrons no ânodo causa a radiação, que é gerada pela desaceleração dos elétrons que colidem com um sólido metal (o ânodo), e consistem em ondas de comprimento entre 10-8 m e 10-3 m. Assim, a energia da radiação emitida depende da velocidade do elétron, v, o qual depende da voltagem de aceleração, Ua, entre o cátodo e o ânodo, então de acordo com o princípio de conservação de energia. a velocidade do elétron pode ser determinada. 9

10 Figura 2: Esquema do tubo de raios X O Cátodo Em diagnóstico médico as voltagens de aceleração são escolhidas entre 25kV e 150kV, para radioterapia, elas estão entre 10kV and 300kV, para ensaios não-destrutivos, podem chegar acima 500kV. O cátodo é um filamento metálico geralmente feito de uma liga de Tório e Tungstênio (para suportar altas temperaturas na geração termiônica de elétrons. O cilindro Wehnelt ou copo de focalização no cátodo tem objetivo de focalizar o feixe de elétrons no alvo (ânodo). Ele utiliza um campo elétrico para fazer isso. O ponto de fusão do filamento é de 3410 o C. Figura 3: Detalhe do cilindro Wehnelt ou copo de focalização no cátodo com (a) dois filamentos e (b) um filamento. (Philips). 10

11 Foco de raios X e qualidade de feixe O caso mais ideal para uma fonte de raios X é que a mesma possuísse 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 inclinação do ânodo. O Tomógrafo Computadorizado Enquanto as técnicas radiológicas convencionais produzem imagens somadas de um objeto, varredores tomográficos giram para dividir um objeto e organizá-lo em seções de imagens paralelas e espacialmente consecutivas (cortes axiais). Atualmente, a alta qualidade das imagens é o resultado dos complexos sistemas computacionais. Simplificadamente, o tomograma é gerado a partir de um feixe de raios X estreito e um detetor montado no lado diametralmente oposto. Como o cabeçote e o detector estão conectados mecanicamente, eles se movem de forma síncrona. Quando o conjunto cabeçote-detector faz uma translação ou rotação em torno do paciente, as estruturas internas do corpo atenuam o feixe de raios X de acordo com a densidade e número atômico de cada tecido. A intensidade da radiação detectada pelos sensores de raios X varia de acordo com esse padrão e forma uma lista de intensidades para cada projeção. 11

12 No final da translação ou rotação o conjunto cabeçote-detetor retorna para a posição inicial, a mesa com o paciente se movimenta em alguns milímetros, e o tomógrafo começa uma nova varredura. Este processo é repetido inúmeras vezes, gerando uma grande quantidade de dados. Figura 5. Obtenção da imagem tomográfica: os sensores de radiação se movimentam sincronamente com o tubo de raios X. Os dados obtidos, intensidade de raios X ou valores de atenuação, a posição da mesa e a posição do cabeçote quando da obtenção dos dados, são armazenados num computador. Através de equações matemáticas aplicadas sobre estes valores, torna possível a determinação de relações espaciais entre as estruturas internas de uma região selecionada do corpo humano. O tomograma calculado, ou seja, a imagem apresentada na tela consiste-se numa matriz de valores de atenuação, ou, num cálculo inverso, uma matriz com valores de dose absorvida. Visualmente, para o diagnóstico, os valores de atenuação são apresentados na forma de tons de cinza, criando assim uma imagem espacial do objeto varrido. Realização da Técnica A atenuação dos raios X pelos tecidos humanos é medida por detectores que são alinhados atrás do paciente, opostamente a fonte de raios X. Na literatura internacional, existem basicamente 5 tipos diferentes de sistemas de varreduras para tomógrafos computadorizados. A seguir, explanaremos rapidamente sobre cada um deles. Sistema de Rotação-Translação de Detetor Simples Um feixe de raios X muito estreito varre o corpo em meia volta (180 o ) com passo de 1 o. A intensidade do feixe é medida por um único elemento detetor. Após cada incremento angular, uma translação linear é realizada enquanto o raio atravessa o corpo. O processo todo leva alguns minutos para completar cada corte. 12

13 Figura 6: Sistema de detecção de rotação translação simples. Sistema de Rotação-Translação de Múltiplos Detetores Uma linha de detectores, com 5 a 50 elementos, está localizada opostamente a fonte de raios X (Fig. 7). Um feixe ou leque de raio reduz o número de incrementos angulares necessários para a varredura. As varreduras são feitas em passos de 10 o que correspondem ao ângulo de abertura do leque. O tempo mínimo para a varredura está entre 6 e 20 segundos para cada corte. Este é um tomógrafo da 2a geração. Figura 7: Sistema de rotação-translação com múltiplos detetores. Sistema de rotação com detetores móveis Na evolução da construção dos tomógrafos, os aperfeiçoamentos levaram ao aparecimento da 3 a geração 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 ângulo recebe a radiação após esta penetrar todo o corpo do paciente. Os tempos de processamento destes aparelhos estão na faixa entre 1 e 4 segundos por corte. São os mais utilizados atual mente, mesmo em aparelhos modernos, devido a sua relação custo/benefício. 13

14 Figura 8: Sistema de rotação com detectores móveis. Sistema de rotação com detetores fixos (4ª Geração) Os tomógrafos de 4a geração são aqueles construídos com detectores distribuídos ao longo dos 360 o. A fonte de radiação gira em torno do arranjo de detectores que pode ter entre 800 e 4000 sensores. O tempo de varredura está entre 1 e 3 segundos. Um exame completo de tórax ou abdômen pode não atingir 1 minuto. Figura 9: Sistema de rotação com detectores fixos. 14

15 Tomógrafo Helicoidal Considerado de 5ª geração, a tomografia helicoidal não difere dos seus antecessores em termos de funcionamento geral. O sistema utilizado é o de rotação total da ampola, sendo que os detectores podem ser móveis ou fixos (3ª e 4 a geração). A diferença está no movimento da mesa com o paciente. Nas gerações anteriores, a mesa do paciente movia-se após a ampola terminar a aquisição do corte (após 360 o de rotação), posicionando-se então para o novo corte. Assim, o movimento da mesa era intermitente, entre os cortes. Com a capacidade computacional dos novos tomógrafos, a aquisição de dados é contínua, de forma que a ampola permanece girando enquanto a mesa permanece se movimentado. Neste processo, não há mais a aquisição de dados por corte, mas sim de forma ininterrupta. Os cortes só aparecem para o técnico, pois o computador tratará as informações recebidas de forma a montar as imagens requisitadas pelo médico. É o sistema mais rápido que existe, capaz de realizar uma tomografia inteira de coluna em poucos segundos. Figura 10: Sistema de tomografia helicoidal. Tomografia Computadorizada por feixe de Elétrons Buscando reduzir ainda mais o tempo de aquisição, pois só assim conseguiremos fazer boas imagens em órgãos que se movem (como o coração, por exemplo) criou-se o tomógrafo por feixe de elétrons. Este modelo de tomógrafo é o mais moderno que existe e utiliza-se de um conceito diferente na geração de raios X. Conhecido como Electronic Beam Computed Tomography EBCT (Tomografia Computadorizada por Feixe de Elétrons), este tipo de aparelho se destaca por não possuir tubo de raios X ou ampola. A geração do feixe de fótons é realizada ao ar livre, sem confinamento, a partir de um canhão de elétrons, que faz às vezes do cátodo. Os elétrons são acelerados pelo canhão e desviados por um conjunto de bobinas ao longo to trajeto em direção ao alvo. O alvo, ou o ânodo, a ser atingido é um dos vários anéis de tungstênio que circundam o paciente na metade inferior do equipamento (parte inferior da mesa). Quando os elétrons atingem o alvo com energia suficiente ocorre o fenômeno de geração de raios X pela transferência de energia dos elétrons para o átomo de tungstênio. Este fenômeno é idêntico àquele que ocorre dentro de uma ampola comum de raios X. 15

16 Figura 11: Tomógrafo por feixe de elétrons. Figura 12: Tomógrafo por emissão de feixe de elétrons Os anéis são desenhados para que as "pistas anódicas" neles contidas produzam um feixe de fótons com direção conhecida e precisa. A direção do feixe é a dos sensores de raios X, que estão posicionados diametralmente opostos aos anéis-alvo. No caminho entre os anéis e os sensores, o feixe de fótons interage com o paciente que está sobre a mesa. A vantagem deste tipo de tecnologia está principalmente no fato de não existirem partes móveis, o que sempre é um fator de limitação na velocidade de geração de imagens nos tomógrafos giratórios. Além disso, há uma grande melhora na dissipação de calor gerado pela produção de raios X, já que a "pista anódica" possui área muito maior e fica um tempo muito menor recebendo o impacto dos elétrons acelerados. Atualmente, existem mais de 100 EBCT instalados no mundo, com os Estados Unidos hospedando mais de 70% destas unidades. Tomógrafo Móvel A Philips Medical System já possui um tomógrafo móvel, conhecido como Tomoscan M. Dividido em três partes, todas com rodas, o portal (450 kg), a mesa para o paciente (135 kg) e o console de comando podem ser levados a qualquer local do hospital. Com dimensões que permitem passar por portas de 90 cm de largura, inclusive ser levado em elevadores, este sistema diminui o trauma do paciente de ser removido de seu leito para ser levado até a sala de tomografia. 16

17 Figura 13: Tomógrafo móvel da Philips Sistema elétrico Todos os tomógrafos computadorizados trabalham com tensão de tubo (kvp) fornecida por sistemas trifásicos ou de alta freqüência. Isto garante a eficiência do sistema, pois garante que a produção de fótons será constante durante todo o exame e o feixe terá sempre o mesmo espectro. Os sistemas de alta freqüência têm sido preferidos pelos fabricantes no desenvolvimento de TC mais modernos pois permitem a compactação dos circuitos eletroeletrônicos, permitindo que o sistema de potência seja instalado dentro do próprio portal. Há, então, uma grande economia de espaço físico na sala, pois se diminuí um armário, e ganhe-se também na facilidade e barateamento do custo de manutenção. 17

18 Sistema tomográfico Inicialmente poderíamos dizer que o tomógrafo de forma geral, independente de sua geração, é constituído de três partes: a) portal; b) eletrônica de controle; c) console de comando e computador. Estes seriam os itens mais complexos e, com certeza, os que requerem um maior cuidado por serem os mais caros. Há também uma tendência em se reduzir o tamanho e simplificar os componentes que integram um sistema tomográfico, o que acabará reduzindo as partes do sistema aos três itens citados. A figura 14 mostra a planta baixa simplificada de um sistema tomográfico. Figura 14: Planta baixa sistema tomográfico. No entanto, um sistema de Tomografia Computadorizada é muito mais do que apenas os componentes citados. Além desses equipamentos, o sistema é completado com a parte de alta tensão/alta potência, a mesa motorizada para o paciente, um console remoto para o médico radiologista fornecer o diagnóstico, impressora fotográfica ou laser, entre outros. Vale lembrar que cada um destes componentes é formado por inúmeras partes, sejam mecânicas ou elétricas. Na Figura 15, a seguir, podemos verificar a forma de interligação entres os diversos componentes. Fisicamente, estes módulos, chamados de armários devido a semelhança de forma, podem estar localizados na mesma sala ou em várias salas distintas. Nos tomógrafos mais modernos, muitos destes armários foram incorporados pelos portais, reduzindo, portanto o espaço total necessário para a implantação de um serviço de tomografia. Esta redução chegou a ponto de serem construídos tomógrafos móveis, que já estão disponíveis no mercado. 18

19 Figura 15: Diagrama de disposição de um Sistema Tomográfico. Portal O portal (gantry em inglês) é o maior componente de um sistema tomográfico e o que mais impressiona. Pelo seu tamanho e imponência, pelo fato do paciente ficar envolvido por ele durante o exame e por não enxergarmos o movimento do cabeçote e dos detetores, há sempre um fascínio sobre seu funcionamento. O portal é uma estrutura mecanicamente complexa, porém de funcionamento elétrico não diferente de um equipamento de raios X convencional. Basicamente, o que encontramos por trás da cobertura do portal é um cabeçote contendo a ampola de raios X típica: ânodo giratório, refrigerado a óleo ou água, filamento simples ou duplo e pista anódica. Os detectores de raios X são colocados diametralmente opostos ao cabeçote e encontram-se presos à mesma estrutura mecânica para que ambos possam girar simultaneamente. Engrenagens reforçadas e motores elétricos garantem precisão e velocidade ao sistema de rotação. O posicionamento angular do cabeçote em relação ao paciente é informado por sensores de posição que repassam a informação de forma digital para o computador. Além do movimento interno giratório, o portal também pode inclinar-se (até 30 0 ) para frente ou para trás, permitindo cortes oblíquos na anatomia do paciente. Para isso, todo o conjunto é sustentado por dois suportes, um de cada lado, onde se encontram motores ou pistões hidráulicos que realizam a inclinação. A figura 16 ilustra um portal. Figura 16: Portal (gantry) de um equipamento Toshiba 19

20 Figura 17: Esquema de um portal Cabeçote O cabeçote de um tomógrafo é idêntico ao de um equipamento de raios X convencional: ampola com ânodo giratório, copo catódico, refrigeração, filtragem, etc. Porém, devido ao funcionamento constante do tubo durante um exame, existe a necessidade de um sistema de refrigeração eficiente. Vale lembrar, que no tubo de raios X, 99% da energia gerada é transformada em calor e apenas 1% é convertida em fótons. No tomógrafo, todo este calor é gerado durante alguns segundos de funcionamento, o que resulta num produção de calor de a vezes mais do que um tubo de raios X convencional, que funciona durante tempos menores que 1 segundo. Na prática, existe uma medida para avaliar a produção de calor no tubo de raios X. Como o calor também é uma forma de energia, procura-se comparar a energia dos elétrons com a energia térmica. Se os elétrons são acelerados com uma energia de 100 kv, os 99% deles que não se transformarem em fótons de raios X irão produzir 100 kv de calor. Além disso, a quantidade de elétrons com esta energia é dada pelo ajuste da corrente no tubo. Logo, a produção de calor será o resultado da quantidade de elétrons (corrente) que possuem uma determinada energia (tensão). Por fim, devemos lembrar que o tempo em que o tubo fica ligado também influencia na geração de calor. Assim podemos escrever a equação da geração de calor em função da tensão, corrente e tempo. Teríamos, por conseguinte, a seguinte equação da Energia Térmica: cujo resultado é medido em HU (Heat Unit, ou, traduzindo, unidades de calor). Vejamos como exemplo, a comparação entre um exame de tórax com a técnica de raios X convencional e a realização de um único corte de um exame de tórax num TC. Se ainda considerarmos que num exame de tórax na TC são realizados em média 20 cortes, em questão de 30 segundos, a ampola sofrerá a ação de uma energia térmica na ordem de 500 mil HU (20 x HU). 20

21 Figura 18: Cabeçote da ampola no detalhe de um portal Nas especificações dos fabricantes, as ampolas são dimensionadas para suportarem acima de 1 milhão de HU. Para haver uma melhor dissipação deste calor imenso nas ampolas, alguns ajustes foram introduzidos no desenvolvimento das mesmas: a velocidade de rotação do motor do ânodo giratório é maior; o vidro da ampola é mais fino e de melhor condutividade térmica; e o sistema de refrigeração é muito mais sofisticado. Alguns fabricantes têm desenvolvido ampolas de ligas de alumínio e metais nobres em substituição ao vidro para a melhoria da condutividade térmica e também para diminuir o peso do tubo, o que é muito importante num sistema giratório. Cada fabricante tem sua própria forma de energizar o tubo de raios X, dependendo do desenho e da operação do tomógrafo computadorizado. TC que utilizam cabeçotes apenas de rotação (3a e 4a geração) operam com feixes de raios X tanto pulsados quanto contínuos. Feixes contínuos com corrente de tubo na ordem de 400 ma são produzidos durante toda a rotação do cabeçote. Unidades pulsantes produzem feixes de raios X com correntes de tubo na ordem de ma com largura de pulso de 1 a 5 milisegundos e repetidas a taxa de 60 Hz. 21

22 Formação do Tomograma A criação do tomógrafo computadorizado só foi possível por causa da matemática desenvolvida especialmente para a tomografia. Graças ao matemático e médico Allan Cormack foi possível que o tomógrafo de Sir Godfrey Hounsfield tornasse-se realidade. Esta matemática permite que as informações confusas vindo dos sensores de raios X, que são semelhantes às imagens de uma radiografia convencional, possam ser trabalhadas e dêem origem às imagens de cortes transversais da anatomia do paciente. Figura 19: Allan Cormack Por seu trabalho matemático que deu suporte ao uso da tomografia computadorizada como um meio eficiente de diagnóstico por imagem, Allan Cormack recebeu o prêmio Nobel de Medicina em 1979, juntamente com Sir Godfrey Hounsfield. Técnicas de reconstruções ópticas A tomografia, como a conhecemos hoje, além dos desenvolvimentos matemáticos, também só foi possível devido ao desenvolvimento dos computadores. Como os computadores só possuem sua disseminação a aprtir dos anos 80, existia a dificuldade computacional a ser resolvida. Assim, em 1977, Edholm introduz uma forma de configuração óptica para tomografia. Porém ela não é utilizada hoje devido aos avanços computacionais. Para adquirir uma imagem, um feixe de raios X é produzido usando uma fenda de colimação, que irradia através do objeto e cuja projeção é gravada num filme como uma única linha. O filme é movido linearmente e de forma síncrona com a rotação do objeto examinado. O padrão gravado é denominado senograma e este pode ser usado para a reconstrução. O primeiro passo na reconstrução é uma iluminação unidimensional do sinograma, que é projetado por uma lente de cilindros e gravada num segundo filme. As lentes cilíndricas espalham o perfil do senograma espacialmente. Deslocando o filme do senograma e rotacionando as lentes cilíndricas simultaneamente, uma retroprojeção simples é armazenada e todos os perfis de projeções são superimpostas. Após isso um filtro passa-alta é utilizado usando óptica de Fourier para formar as fatias. A figura 20 ilustra o esquema de Edholm. 22

23 Figura 20: Tomografia por reconstrução óptica Representação da imagem Para entendermos melhor como é gerado um tomograma, primeiro temos que entender como o computador trabalha com a imagem. A imagem que é apresentada ao técnico ou ao radiologista, seja no monitor, ou seja no filme, é formado pela diferente coloração em níveis de cinza de milhares de pontos. Assim, como ocorre no televisor, a imagem obtida do corte da anatomia é na realidade um conjunto de pontos com tons diferentes. É como se a imagem fosse dividida em uma matriz de N x N pontos (pixels). Atualmente, a imagem tomográfica é gerada com matrizes a partir de 256 x 256 pontos, passando por 320 x 320 até 512 x 512 pontos. Equipamentos mais modernos chegam a trabalhar com matrizes de 1024 x 1024 pontos, o que significa dividir a imagem em mais de 1 milhão de pontos. E o trabalho do equipamento tomográfico, juntamente com o computador, é justamente definir, indiretamente, o valor da densidade daquela pequena porção de tecido humano que cada um destes pontos está representando. Se houver uma mínima diferença de densidades entre dois pontos consecutivos, então o computador atribuirá um tom de cinza diferente para cada um dos pontos, resultando no contraste que levará ao diagnóstico médico. Elementos da Imagem A menor unidade de dimensão ou de imagem do tomograma computadorizado é o ponto fotográfico, conhecido em inglês por pixel (picture element), conforme demos uma idéia acima. O pixel não tem uma dimensão ou comprimento definido pois depende do tamanho do campo de visão e da matriz de imagem. Assim, a escolha dos dois pelo técnico irá determinar que o pixel represente uma certa porção da área transversal ou corte realizado no paciente. O campo de visão, ou field of view (FOV), ou ainda scan diamenter, é um valor fornecido pelo técnico operador quando da realização de cada exame. Este valor está diretamente relacionado com a região do exame: para crânio, o campo de visão é da ordem de 24 cm, para tórax/abdômen utiliza-se 35 cm ou 42 cm (paciente obeso). Os valores permitidos para o FOV podem ser fixos (3 ou 4 valores) nos equipamentos mais antigos, ou ajustáveis de 1 em 1 cm nos tomógrafos 23

24 mais modernos. A definição desta mediada pelo técnico permitirá a visualização da imagemcom a melhor resolução possível dentro dos limites do equipamento. Por isso, quando o equipamento permitir a definição exata do campo de visão, o técnico deverá utilizar o espessômetro para medir o paciente e com isso informar ao computador a medida exata. Figura 21: Representação do pixel e voxel. Porém, devemos lembrar que a imagem apresentada na tela, não representa apenas um corte que separou a anatomia do paciente em duas partes, superior e inferior, ou direita e esquerda. Na realidade, o corte realizado no paciente possui uma espessura de alguns milímetros. Logo, a densidade apresentada através do tom de cinza pelo pixel na tela estará representando na realidade, não uma área, mas sim a densidade de um pequeno volume do corpo do paciente, conforme ilustra a figura 21. Conhecido como voxel, este elemento, ou esta quantidade, deve ser do entendimento principalmente do radiologista pois de acordo com os parâmetros utilizados, o tamanho do voxel irá definir o menor tamanho de patologia a ser identificada. Assim, sabendose o valor do campo de visão e a matriz escolhida, podemos calcular o quanto representa, ou qual a dimensão de cada pixel. Vejamos os exemplos: 24

25 Como podemos ver, o ponto colorido na tela pode representar uma área no paciente de 0,6835 mm x 0,6835 mm ou uma área de 1,3671 mm x 1,3671 mm. Isto dá uma diferença de 4 vezes entre a menor (0,467 mm 2 ) e a maior área (1,869 mm 2 ). Logo, patologias menores que 1 mm 2 não seriam detectados com a escolha da resolução maior (opção b). Reconstrução da Imagem A imagem tomográfica, embora pareça ser a representação quase perfeita das anatomias do paciente em exame, na realidade é um conjunto de números, transformados em tons de cinza, que informam a densidade de cada ponto da anatomia. Como as partes anatômicas possuem densidades distintas, dependendo das células que a compõem, a informação das densidades acabam formando imagens que, na tela, desenham as várias anatomias do corpo humano. Para descobrir o valor de densidade de cada ponto interior ao corpo humano, o tomógrafo realiza a medição da atenuação de radiação que o corpo humano provoca quando atravessado por um feixe de raios X. Como esta atenuação é realizada por todo o corpo, é necessário que se façam várias exposições em diferentes ângulos. Assim, se obtém uma grande quantidade de dados para que o computador possa definir ponto a ponto da imagem qual seu valor de atenuação, ou de densidade. A transformação desses valores nos vários níveis de cinza análogos cria uma imagem visual da seção transversal da área varrida. Os valores de atenuação para cada conjunto de projeção são registrados no computador e a imagem tomográfica computadorizada é reconstruída através de um processamento computacional complexo. O número finito de valores de atenuação correspondente ao objeto varrido é organizado na forma de uma matriz ou tabela. Devido a suas capacidades de absorção diferentes, estruturas internas diferentes serão identificáveis na imagem fotográfica. O tamanho da matriz da imagem, ou seja, o número de pontos fotográficos calculados, irá implicar no número de projeções individuais. O tamanho da matriz, ou tabela, contudo, também influencia na qualidade da resolução da imagem. Matrizes maiores, significam mais pontos e pixel de menor área, o que resulta em mais detalhes. No entanto, implica num esforço computacional maior pelo computador. Obtenção dos dados Varreduras de tempo curto são desejáveis em tomografias computadorizadas de corpo inteiro, uma vez que artefatos de movimentos causados pela respiração, peristalgia e batimento cardíaco podem ser desta forma eliminados. Sistemas de varreduras lentas com movimentos alternados e de contra-rotação estão, contudo, sendo substituídos por sistemas de rotação contínua, que apresentam tempos mais curtos de varredura. Por isso, o tempo de realização do exame, que em alguns equipamentos pode ser ajustado pelo técnico, também pode ajudar na melhora da qualidade da imagem. Na tomografia computadorizada, a interação do feixe de fótons com o paciente acontece da mesma forma que na radiografia convencional: tecidos moles absorvem pouca radiação e geram imagens mais escuras; ossos absorvem muita radiação e produzem imagens mais claras nos filmes radiográficos. Dessa maneira, o que os detetores de radiação fazem é medir a quantidade de raios X ou fótons que conseguem atravessar o paciente e atingi-los. 25

26 Figura 22: A atenuação da radiação por um material qualquer está diretamente relacionado com sua espessura: (a) material radiopaco; (b) gráfico que representa a diminuição da intensidade da radiação com o aumento da espessura. Conforme podemos ver na Figura 22b, quanto maior for a espessura de um determinado material, mais a radiação será bloqueada, ou atenuada. Esta relação na realidade é exponencial, e dada pela equação de Lambert - Beer: Logo, o que os detectores medem é a quantidade I de radiação que os atinge. Porém, para montar a imagem, o computador calcula o valor da atenuação µ, pois é a diferença entre as atenuações das regiões do corpo que irá gerar o contraste óptico que permite ao médico encontrar as anatomias e diagnosticar as anomalias. Desta forma, aplicando a operação logarítmica sobre a equação anterior, obtemos: (2.2) O valor de I é medido pelos detetores para cada posição do tubo de raios X, a cada movimento de rotação do portal. Io, a quantidade de radiação emitida pelo tubo, deve ser medida em uma de três formas possíveis: 26

27 a) durante o processo de aquecimento do tubo, no início dos trabalhos do dia, o aparelho faz alguns disparos sem haver paciente dentro do portal. Conseqüentemente, toda a radiação emitida deverá atingir os detetores, a menos das perdas devida a filtração, colimação e obstáculos, como a carcaça do portal. Porém, esta atenuação é conhecida pelo fabricante e pode ser facilmente identificada e descontada dos cálculos; b) pode ser colocado um detector logo na saída do cabeçote para medir a radiação emitida pelo tubo a cada novo disparo; c) um detector é instalado junto aos demais detetores, porém localizado fora da região de alcance do paciente, garante que a radiação recebida só tenha sofrido atenuação do ar. Movendo-se em conjunto com todos os demais, este detector de calibração pode acompanhar as variações da intensidade de radiação que eventualmente possam ocorrer durante o exame. Da equação da atenuação µ, podemos notar que das 4 variáveis, só falta descobrir qual é o valor da espessura L do paciente para que o computador possa montar finalmente a imagem. Cálculo da matriz tomográfica O valor de L necessário para os cálculos das densidades dos tecidos é dado em conjunto pela matriz escolhida e pelo campo de visão determinado pelo técnico. Uma vez conhecidos estes dois valores, o computador tem condições de determinar cada um dos valores de atenuação de cada ponto da matriz imagem. Conforme visto, a escolha do número de pontos da matriz e o tamanho do campo de visão irão determinar o valor de L para a equação de Lambert Beer. Independente do tipo de tomógrafo utilizado o resultado de cada corte realizado será uma quantidade enorme de valores de intensidade de radiação detectados pelos sensores em cada uma das posições de corte. E desta forma, a reconstrução da imagem a partir destas medidas também será o mesmo para qualquer tomógrafo. A equação fundamental é aquela apresenta pela equação Lambert-Beer. No entanto, com a ajuda da figura 23, podemos notar que a espessura que atenuará o feixe de fótons é equivalente ao campo de visão especificado pelo técnico. Figura 22: Seção transversal de um objeto dividido em 8 x 8 partes, onde foram incididos 4 feixes distintos e avaliada a atenuação provocada. Porém se utilizarmos a equação para verificarmos o coeficiente de atenuação do material iremos apenas calcular um coeficiente total para todo comprimento L. Isto significa dizer que os 25 cm de espessura do paciente, por exemplo, é feito de um tecido único e homogêneo. Sabemos que isto não é verdade. Com o auxílio da divisão do corte tomográfico em milhares de pontos pela matriz escolhida, devemos adaptar as equações 2.1 e 2.2 para o nosso objetivo. Se o feixe de fótons irá atravessar, digamos, 8 regiões de densidades diferentes, então teremos 8 processos distintos de atenuação. A figura 23 ajuda a visualizar este processo. 27

28 Assim, equacionando teremos Figura 23: Atenuações do feixe... Fazendo-se a inclusão da equação de I2 na equação de I1, e assim por diante até o total de fatias, obteremos a equação da radiação remanescente após a interação coma todas as fatias. Pela propriedade de associação das potências, podemos simplificar a equação 2.7 para: Logo, podemos verificar que há a necessidade de se determinar não apenas um, mas vários coeficientes de atenuação e vários comprimentos ou dimensões para cada uma das fatias. Se retornarmos a equação original 2.1, podemos verificar que ambas são a mesma, desde que consideremos A partir desta relação podemos concluir que o valor de L1 a Ln pode ser definido como sendo um valor único L, definido pelo técnico ao escolher a matriz da imagem e o campo de visão. Ou seja, L será o comprimento do pixel. Logo a equação 2.9 passa a ter uma única incógnita: e conseqüentemente, Assim, o valor que o computador calcula inicialmente, 28

29 é a soma das atenuações parciais provocada por cada fatia (eq. 2.11). Inicialmente, o computador considera os valores de atenuação todos iguais (eq. 2.12), já que a informação que é medida corresponde a soma de todas as atenuações parciais. Para descobrir quanto vale cada atenuação individual, o que irá gerar o contraste na imagem, o computador precisa realizar o cálculo para várias projeções diferentes. Ou seja, a ampola e os detectores terão que girar em torno do paciente e ter conhecimento das atenuações provocadas por vários ângulos de incidência. Medidas adicionais de diferentes vistas espaciais (ângulos de varredura) são necessárias para a determinação dos valores de absorção individuais (um total de N x N, por exemplo, 8 x 8 projeções neste exemplo). Para a realização efetiva da tomografia computadorizada, o número e a qualidade dos dados de cada elemento individual, ou seja, o grau da resolução espacial, aumenta na proporção do número de medidas de atenuação tomadas de diferentes ângulos. Confecção da Matriz Imagem Uma vez que o computador obtenha uma lista de valores com todas as atenuações medidas pelos sensores, começa um complexo processo computacional matemático para que se identifique o valor da densidade ou da atenuação em cada pixel da imagem a ser gerada. Para explicarmos este processo, vamos imaginar que estejamos realizando a tomografia da peça apresentada na figura 24. Os valores apresentados em cada região correspondem aos coeficientes de atenuação daquela região ( µn). Figura 24:Objeto exemplo para reconstrução. Quando o computador receber as informações será as seguintes, para 4 incidências, duas perpendiculares e duas a 45o : Figura 25: 29

30 Colocando todos estes números na matriz, com as devidas ponderações devido a angulação, o computador chegará a uma matriz de imagens parecida com esta: Figura 26: Resultado processado pelo computador Este valor não é muito parecido com os valores originais do objeto, porém podemos detectar que no meio da imagem há uma atenuação diferenciada na peça. Assim, podemos dizer que o objeto possui um centro diferenciado da periferia. Claro que o exemplo é muito simples, mas podemos verificar a importância da obtenção de várias informações, ou seja, a necessidade da ampola girar e realizar nova incidência. Assim, se o procedimento for feito em toda a volta (360o) a qualidade da imagem será muito melhor do que a apresentamos no exemplo. Valores de densidade escala de Hounsfield Para cada elemento de volume é dado um valor numérico, ou seja, um valor de atenuação, que corresponde a quantidade média de absorção de radiação daquele tecido representado no pixel. A densidade na tomografia computadorizada é diretamente proporcional (relação linear) com o coeficiente de atenuação, uma constante do tecido influenciado por muitos fatores. O coeficiente de atenuação quantifica a absorção da radiação X. Após a calibração interna do tomógrafo, a densidade do tomograma computadorizado da água é ajustada para 0, e a densidade do ar para unidades Hounsfield (Hounsfield units ou simplesmente HU). Em tomografia computadorizada, os valores de atenuação são medidos em unidades Hounsfield (HU). O valor de atenuação do ar e da água (definido como HU e 0 HU, respectivamente) representam pontos fixos na escala de densidade do TC e mantêm-se inalterados mesmo com a variação da tensão do tubo. Dependendo da radiação efetiva do aparelho de varredura, a relação da atenuação dos diferentes tipos de tecidos com a água irá variar. Os valores de densidades listados na literatura devem, portanto ser considerados como simples indicações ou pontos de referência, e não como valores absolutos para um determinado tecido ou órgão. 30

31 Densitometria A disposição dos detectores no anel de varredura facilita as medições quantitativas de densidade em áreas selecionadas livremente no objeto sob teste (regiões de interesse). O número de TC, ou unidade Hounsfield, representa a média aritmética de todos os valores de atenuação medidos num volume elementar individual. A imagem sozinha em nível de cinza de um objeto varrido fornece algumas informações da densidade relativa (radiodensidade) da estrutura presente na imagem. Através da comparação com os tecidos circundantes, a estrutura pode ser descrita como isodensa (mesma densidade), hipodensa (baixa densidade) ou hiperdensa (alta densidade). Em órgãos parencmatosos como o cérebro, fígado, rins e pâncreas, o valor de atenuação dos tecidos circundantes sadios é normalmente usado para comparação. Os números de TC na faixa da água são descritos como água-densos, aqueles na faixa da gordura como gordura- densos, e aqueles na faixa dos músculos, como músculo-densos. 31

32 Variação da Imagem Os valores de atenuação para reconstrução da imagem, variando de HU a HU, são convencionalmente mostrados numa correspondência com vários níveis de cinza. Contudo, o olho humano normalmente só pode distinguir entre 20 e 30 tons diferentes. Se toda a escala de densidade de 2000 HU fosse apresentada em uma única imagem, o médico radiologista seria capaz de distinguir apenas um tom de cinza dentro da faixa de diagnóstico de importantes tecidos moles (a faixa entre 100 HU e 100 HU seria vista pelo radiologista como uma mancha só). Ele não poderia visualizar todas as nuanças densitométricas mensuráveis pelo computador, e importantes informações para o diagnóstico seriam perdidas. A janela da imagem foi então desenvolvida como uma forma de produzir contrastes vívidos mesmo em diferenças densiométricas suaves. O conceito da janela torna possível a expansão da escala decinza (largura da janela - window width) de acordo com uma faixa arbitrária de densidades. Valores de atenuação acima do limite superior da janela aparecem com tom branco, e aqueles abaixo do limite inferior são apresentados em preto. O nível ou centro da janela (window center) determina o centro da escala de densidades, ou seja, quais estruturas e órgãos são representados com os níveis intermediários de cinza. Os ajustes da janela devem ser realizados de acordo com as estruturas a ser diagnosticado. Janelas estreitas proporcionam uma imagem de alto-contraste, no entanto, há o perigo de estruturas fora da faixa da janela podem ser inadequadamente apresentadas ou mesmo, não serem percebidas. Com ajustes de janela mais amplos, diferenças pequenas de densidades aparecem homogeneamente são, assim, mascarados. A resolução é desta forma reduzida. Vejamos dois exemplos de janela e a visualização da conversão de HU para cinza: Ex. 1: valor central = 200 HU largura = 1400 HU cada nível de cinza representa 5,5 valores HU Ex. 2: valor central = 1000 HU largura = 400 HU cada nível de cinza representa 1,5 valores HU 32