Aula 06 – Tomografia Computadorizada

TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA

Prof. Emery Lins

Curso Eng. Biomédica

Objetivos

• Evolução Histórica

• Formação da Imagem• Formação da Imagem

Motivação

Motivação

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.

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 • 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 (1919 - 2004) e Alan M. Cormack

(1924-1998 ) foram agraciados com o Prêmio Nobel em Medicina e

Fisiologia

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.

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 • 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)

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 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.

Tomógrafo

TuboTubo de de raiosraios XX

FeixeFeixe de de raiosraios XX

c.f. http://en.wikipedia.org/wiki/Image:Ct-internals.jpg

DetectoresDetectores

Mesa de CTMesa de CT

FiguraFigura do Dr. Mahesh, John Hopkins, do Dr. Mahesh, John Hopkins, MD, AAPM Handout.MD, AAPM Handout.

Radiografia convencional

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

Evolução Histórica

Marcos:

• 1970 – Primeiro tomógrafo

• 1972 – Início da aplicação clínica

• 1989 – CT helicoidal

• 1992 – CT multicortes

Evolução histórica da CT

CT - Godfrey Newbold Hounsfield Idéia: 1967

Publicação: 1972Premio 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


Segunda geração (1972)

3 - 50 detectores, Translação e rotação do tubo

e detectores Feixe em “leque” estreito.

Tempo de imagem: 10 segundos


Terceira geração (1976)

Arco de detectores (256-1000).Rotação do tubo e do arco.

Feixe em “leque” aberto.Tempo de imagem: 0,5 segundos


Quarta geração (1976)

Anel de detectores (600-4800) Anel fixo - rotação no tubo.

Feixe em “leque” aberto.Tempo de imagem: 1 segundo


c.f. Kalendar WA, Computed Tomography, Second Edition, pg. 37, 2005


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

CT helicoidal (6ª geração)

• Os dados são adquiridos (rotação contínua do gantry) e a mesa se move na horizontal.

• Trajetória helicoidal em torno ao paciente.• 20-60 segundos – volume grande.


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.

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

Volume do corte

Plano reconstruído

Interpolação dos dados

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 reconstruction) c.f. Seeram, Computed Tomography, 2nd Ed., pg. 218.

Trajetória Espessura do corte

CT helicoidal: Passo ou Fator de Passo (Pitch)

• Parâmetro que surge nos protocolos de CT helicoidal

Passo =Passo =Deslocamento da mesa por rotação (mm)Deslocamento da mesa por rotação (mm)

Colimação do feixe (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

CT helicoidal: Passo (Pitch)

c.f. Bushberg, et al. The Essential Physics of Medical Imaging, 1st ed., p. 261.

CT helicoidal: Passo (Pitch)

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.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.


Detectores e arranjos

A maioria dos CT modernos usam tanto detectores de Xenônio (tecnologia antiga) como de

cintiladores de estado sólido.cintiladores de estado sólido.

c.f. Bushberg, et al. The Essential Physics of Medical Imaging, 2nd ed., p. 339 & 340.

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.


Cortes simples vs. Multi-cortes

c.f. Seeram. Computed Tomography, 2nd ed., p. 258.

Espessura do corte: múltiplos detectores

• A espessura do corte num sistema com um arranjo de detectores é determinada pela largura dos detectores contidos no corteno 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, 2nd

ed., p. 341.

Objetivos

• Evolução Histórica

• Formação da Imagem• Formação da Imagem

Imagem de CT

Imagem de CT

• O pixel (picture element) é o elemento básico de uma imagem digital 2D

• Cada pixel mostra • Cada pixel mostra informação do brilho referente à anatomia do paciente naquele voxel(volume element).

• A largura e a altura do pixelsão iguais à largura e à altura do voxel.O voxel tem uma terceira

dimensão que representa a espessura do corte.

c.f. http://www.impactscan.org/slides/impactcourse/1_2_basicprinciples/img21.htm

Imagem de CT

• As filas e as colunas formam uma matriz.

• Os tamanhos de matriz são: 512 x 512, 1024 x 1024, etc.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. http://www.impactscan.org/slides/impactcourse/1_2_basicprinciples/img21.htm

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 linear do tecido contido em cada voxel.

• As imagens de CT são normalizadas e truncadas a 4096 valores inteiros, normalmente de -1000 a 3095.

• Os coeficiente de atenuação lineares são convertidos em uma escala de números de CT.

Números de CT ou unidades Hounsfield

• O número de CT(x,y) em cada pixel (x,y) da imagem é obtido de:

( )( ) ( )

( )1000

,

,,, ⋅

−=

yx

yxyxyxCT

água

água

µ

µµ

• μ(x, y) é o coeficiente de atenuação para cada voxel.

• μágua 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 +3000.

Tecidos na escala Hounsfield


Tecidos na escala Hounsfield

100100--10001000 1000100000 200200 300300--100100

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 CTimagens 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.

AquisiçãoAquisição

Cortes transversais

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

Número de raios em um CT

• Os CT modernos utilizam a geometria de feixe em “leque”. Isto implica que são medidos 600-1200 raios em 800-1500 ângulos de projeção diferentes. c.f. www.sprawls.org, computed tomography lecture

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, It

I = Intensidade do feixe sem atenuação• I0 = Intensidade do feixe sem atenuação

• It = I0 e-μt

• t = Espessura do paciente ao longo do raio

• μ = Coeficiente médio de atenuação linear ao longo do raio.

• ln (I0 / It) = μt para cada raio, pré-processamento

• A imagem primária depende das características anatômicas do paciente.

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).


Convolução

c.f. c.f. SeeramSeeram, , Computed Computed TomographyTomography, 2nd Ed., pg.107. , 2nd Ed., pg.107.

Retroprojeção

c.f. c.f. http://www.ime.usp.br/~mjack/http://www.ime.usp.br/~mjack/mac5918/mac5918.htmmac5918/mac5918.htm

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

imagem no computador revertendo o processo de aquisição.

c.f. http://www.ime.usp.br/~mjack/mac5918/mac5918.htm

do objeto

F(u,v): Espaço De Fourier

f´(x,y): Espaço da imagem

Exemplo do processo de retro-projeção

Retro-projetando a projeção 1

Retro-projeção resultante (1+2)

Sinograma

c.f. http://www.ime.usp.br/~mjack/mac5918/mac5918.htm

Exemplos de retro-projeções

c.f. c.f. http://www.ime.usp.br/~mjack/mac5918/mac5918.htm

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:

Retroprojeção filtrada

• Retroprojeção filtrada é o algoritmo mais usado nos CT clínicos.

c.f. Bushberg, et al. The Essential Physics of Medical Imaging, 2nd

ed., p. 352.

Efeito de filtragem

Filtros

• 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. Seeram, Computed Tomography, 2nd Ed., pg.108.


Exemplos de filttragemSuave Realce ou agudo

c.f. http://www.impactscan.org/slides/xrayct/sld056.htm

Informação presente nas ImagensInformação presente nas Imagens

Histograma

• Embora o voxel do CT utilize 12-bit na escala de cinza (212=4096 tons), os monitores e as impressoras utilizam 8 bits (28=256).

• A imagem de CT de 12-bit


• 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.

Ajuste do histograma: Window/Level

c.f. Kalendar WA, Computed Tomography, Second Edition, pg. 32, 2005c.f. Kalendar WA, Computed Tomography, Second Edition, pg. 32, 2005

Qualidade da imagem

c.f. Seeram, Computed Tomography, 2nd ed., p. 174.

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: 0.5 – 1.5 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) 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).

T

RSRD

3

2

∆∝

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

Mais ruído, menos dose

Menos ruído, mais dose

o aumento do número de fótons ( )

�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.


N


• 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)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.


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.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.


• Número de projeções:

Mais projeções, mais dados disponíveis para a reconstrução da imagem, melhorando a resolução espacial.



• Passo helicoidal (pitch)

– Maior passo reduz a resolução espacial (incremento da largura do perfil de sensibilidade)


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



• 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.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

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 contrasteDobrando o mAs, a RSR aumenta 41% melhorando a 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

scan são fixados, na medida que o FOV incrementa aumentarão as dimensões do pixel, e o número de raios X atravessando cada voxel também, levando a uma melhora da resolução de contraste.

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

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.�Precisão do alinhamento do laser.

�Ruído e uniformidade.

� Espessura do corte.

� Exatidão e linearidade do número de CT.

�Dose de radiação.

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.


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, 2nd ed., p. 370 e 372.

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;24:1679-1691.

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.

RadioGraphics2004;24:1679-1691.

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; 174-199. .

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. c.f. BushbergBushberg, et al. The Essential Physics of Medical , et al. The Essential Physics of Medical Imaging, 2Imaging, 2ndnd ed., p. 372.ed., p. 372.

Pode ser na direção Pode ser na direção perpendicular ao corte ou perpendicular ao corte ou

dentro deste.dentro deste.

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).centrais).

RadioGraphics 2004;24:1679-1691.

Documents

Aula 06 – Tomografia Computadorizada