TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA
Prof. Emery Lins
Curso Eng. Biomédica
Objetivos
• Evolução Histórica
• 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
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
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
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
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
Tubo de raios X
Feixe de raios X
Mesa de CT
Detectores
Figura do Dr. Mahesh, John Hopkins,
MD, AAPM Handout.
c.f. http://en.wikipedia.org/wiki/Image:Ct-internals.jpg
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: 1972
Premio Nobel em Medicina: 1979
Primeira geração (1970)
1 ou 2 detectores.
Translação e rotação do tubos
e dos detectores.
Feixe paralelo tipo lápis fino.
Tempo de imagem: 2,5 min
Evolução histórica da CT
Segunda geração (1972)
3 - 50 detectores,
Translação e rotação do tubo
e detectores
Feixe em “leque” estreito.
Tempo de imagem: 10 segundos
Evolução histórica da CT
Terceira geração (1976)
Arco de detectores (256-1000).
Rotação do tubo e do arco.
Feixe em “leque” aberto.
Tempo de imagem: 0,5 segundos
Evolução histórica da CT
Quarta geração (1976)
Anel de detectores (600-4800)
Anel fixo - rotação no tubo.
Feixe em “leque” aberto.
Tempo de imagem: 1 segundo
Evolução histórica da CT
c.f. Kalendar WA, Computed Tomography, Second Edition, pg.
37, 2005
c.f. Bushberg, et al. The Essential Physics of Medical
Imaging, 2nd ed., p. 328.
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)
c.f. Kalendar WA, Computed Tomography, Second
Edition, pg. 79, 2005
• Os dados são adquiridos (rotação contínua do gantry) e a mesa se
move na horizontal.
• Trajetória helicoidal em torno ao paciente.
• 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
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)
Volume
do corte
Plano reconstruído
Interpolação dos dados
Espessura do corte
Trajetória
c.f. Seeram, Computed Tomography, 2nd Ed., pg. 218.
CT helicoidal: Passo ou Fator de
Passo (Pitch)
Passo =
Deslocamento da mesa por rotação (mm)
Colimação do feixe (mm)
• Parâmetro que surge nos protocolos de CT helicoidal
•
Valores típicos: 0,5; 1,0; 1,5; 2,0
• Passo <1 implica em superposição e maior dose no paciente
• Passo >1 implica em imagem extendida e menor dose no paciente
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.
• O perfil de sensibilidade do
corte descreve a contribuição
real de cada ponto ao longo da
espessura do corte na
formação da imagem.
• Um pequeno objeto próximo
do centro do corte é mais
visível que o mesmo objeto
nas bordas.
c.f. Bushberg, et al. The Essential Physics of Medical
Imaging, 2nd ed., p. 343.
Detectores e arranjos
A maioria dos CT modernos usam
tanto detectores de Xenônio
(tecnologia antiga) como de
cintiladores de estado sólido.
c.f. Bushberg, et al. The Essential
Physics of Medical Imaging, 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.
c.f. Kalendar WA, Computed Tomography, Second Edition, pg. 79, 2005
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 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. 344.
c.f. Bushberg, et al. The Essential
Physics of Medical Imaging, 2nd
ed., p. 341.
Objetivos
• Evolução Histórica
• Formação da Imagem
Imagem de CT
Imagem de CT
O voxel tem uma terceira
dimensão que representa
a espessura do corte.
• O pixel (picture element) é o
elemento básico de uma
imagem digital 2D
• Cada pixel mostra
informação do brilho
referente à anatomia do
paciente naquele voxel
(volume element).
• A largura e a altura do pixel
são iguais à largura e à
altura do voxel.
c.f. 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.
• 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
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:
µ (x, y ) − µ água (x, y )
CT ( x, y ) =
⋅1000
µ água (x, y )
• 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
c.f. Kalendar WA, Computed Tomography, Second Edition, pg. 31, 2005
Tecidos na escala Hounsfield
-1000
-100
0
100
200
300
1000
O número de CT e o paciente?
• O número de CT, e assim a imagem de CT, devem seu contraste
principalmente às propriedades físicas dos tecidos que influenciam
no espalhamento Compton
– O coeficiente de atenuação, linearmente proporcional à
densidade, tem um papel fundamental no contraste em
imagens de CT
• Os números de CT são quantitativos,
• Nódulos pulmonares calcificados são geralmente benignos, a
quantidade de calcificação pode ser determinada pelo
número de CT do nódulo.
• CT é também quantitativa em termo de dimensões lineares
e pode ser usado para determinar com precisão a localização
de um volume tumoral ou o diâmetro de uma lesão.
Aquisição
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
c.f. www.sprawls.org, computed tomography lecture
ângulos de projeção diferentes.
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
• 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).
c.f. Kalendar WA, Computed Tomography, Second Edition, pg. 27, 2005
Convolução
Retroprojeção
c.f.
http://www.ime.usp.br/~mjack/
mac5918/mac5918.htm
c.f. Seeram,
Seeram, Computed
Tomography, 2nd Ed., pg.107.
Algoritmo de reconstrução
• Depois de pré-processar os dados um
algoritmo de reconstrução é usado para
produzir a imagem de CT (mapa de
coeficiente de atenuação)
• O método de retroprojeção constrói a
imagem no computador revertendo o
processo de aquisição.
f(x,y): Espaço
do objeto
F(u,v): Espaço
De Fourier
c.f. http://www.ime.usp.br/~mjack/mac5918/mac5918.htm
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. 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
através de convolução:
Retroprojeção filtrada
c.f. Bushberg, et al.
The Essential Physics
of Medical Imaging, 2nd
ed., p. 352.
• Retroprojeção filtrada é o algoritmo mais usado nos CT clínicos.
Efeito de filtragem
Filtros
c.f. Seeram, Computed Tomography, 2nd Ed., pg.108.
• Algoritmo para osso – detalhe fino (intensificação das bordas), mas
com incremento do ruído.
• Filtros para tecidos moles - suavizamento, diminui o ruído, mas
diminui também a resolução espacial.
• A escolha do melhor filtro de reconstrução depende da tarefa
clínica.
c.f. Kalendar WA, Computed Tomography, Second Edition, pg. 29, 2005
Exemplos de filttragem
Suave
c.f. http://www.impactscan.org/slides/xrayct/sld056.htm
Realce ou agudo
Informação presente nas Imagens
Histograma
c.f. Bushberg, et al. The Essential Physics of
Medical Imaging, 2nd ed., p. 359.
• 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
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, 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)
entre tecidos. Valor típico: 0.5 %, bem superior ao raio X
convencional: 5 %.
• Existe um compromisso entre resolução espacial (diminuindo o
tamanho do pixel reduz a RSR a menos que seja aumentada a
corrente no tubo levando a um incremento da dose) e a resolução
de contraste.
• Existe uma relação bem estabelecida entre dose de radiação (D),
dimensões do pixel (Δ), RSR e espessura do corte (T).
RSR 2
D∝
∆3T
Qualidade da imagem: Ruído
• Na imagem de CT o ruído é
determinado pelo número de
fótons utilizados para fazer
uma imagem (ruído quântico).
• O ruído quântico diminui com
o aumento do número de
fótons ( N )
Para melhorar a resolução
espacial e a de contraste, a
dose de radiação deve ser
aumentada para ter uma
maior quantidade de
fótons e assim o ruído
reduzido.
Mais ruído,
menos dose
Menos ruído,
mais dose
c.f. Seeram, Computed Tomography, 2nd ed., p. 186.
Qualidade da imagem: Ruído
• O ruído é geralmente reduzido aumentando a voltagem e/ou a
corrente do tubo, e o tempo de exame, se todos os outros
parâmetros são mantidos constantes
• Pode ser reduzido também, aumentado as dimensões do voxel
(significa, decremento das dimensões da matriz, incremento do
FOV, ou incremento da espessura do corte)
• Um valor típico num CT moderno é aproximadamente 3 HU
(0.3% de diferença no coeficiente de atenuação)
• Para um protocolo fixo, pacientes menores transmitem mais
radiação e assim o ruído é reduzido, isto permite a redução dos
parâmetros do protocolo em pacientes menores
• O ruído também é afetado pelo filtro de reconstrução usado.
Qualidade da imagem: Ruído
Qualidade da imagem:
Resolução espacial
• Dimensões do ponto focal
– Se o ponto focal é incrementado, aumenta-se a
borrosidade na imagem, diminuindo a resolução
espacial.
• Largura do detector
– Maiores resoluções espaciais são obtidas com
detectores de menores dimensões.
• Objetos podem ser resolvidos quando a largura do
detector é menor que o espaçamento entre eles.
Qualidade da imagem:
Resolução espacial
• Número de projeções:
Mais projeções, mais dados disponíveis para a reconstrução da
imagem, melhorando a resolução espacial.
c.f. Seeram, Computed Tomography, 2nd ed., p. 178.
Qualidade da imagem:
Resolução espacial
• Passo helicoidal (pitch)
– Maior passo reduz a resolução espacial (incremento da
largura do perfil de sensibilidade)
Qualidade da imagem:
Resolução espacial
Filtro para tecido mole
Filtro para osso
Filtro de reconstrução (Kernel)
– A reconstrução utilizada afeta a resolução espacial. Filtros
para osso possuem melhor resolução espacial comprados
aos filtros para tecido mole
c.f. Seeram, Computed Tomography, 2nd ed., p. 180.
Qualidade da imagem:
Resolução espacial
• Dimensões da matriz
O número de pixels usados para a reconstrução tem uma
influência direta na resolução espacial (com um FOV fixo).
Incrementando as dimensões da matriz para um FOV fixo
aumenta a resolução espacial.
• Campo de visão (FOV)
O FOV influencia as dimensões de cada pixel. Um FOV de
10 cm numa matriz de 512x512 = 0.2 mm cada pixel, um
FOV de 35 cm numa matriz de 512x512 = 0.7 mm
• Movimento do paciente
Movimento causa borrosidade e, assim, uma degradação
da resolução espacial
Qualidade da imagem:
Resolução de contraste
• mAs (corrente no tubo x tempo de scan)
Aumento do mAs, aumenta do número de fótons,
aumenta de RSR (razão sinal-ruído) e melhora na resolução
de contraste
Dobrando o mAs, a RSR aumenta 41% melhorando a
resolução de contraste
• Dimensões do pixel (FOV)
Se as dimensões do paciente e todos os parâmetros do
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.
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.
c.f. Bushberg, et al. The Essential Physics of Medical Imaging, 2nd ed., p. 370.
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.
RadioGraphics
2004;24:16791691.
Artefatos: De movimento
Imagem com artefato
Seeram E. Image quality. Computed tomography: physical
principles, clinical applications and quality control. 2nd ed.
Philadelphia, Pa: Saunders, 2001; 174-199. .
Imagem corrigida
Artefatos: Volume Parcial
• Para voxels com o mesmo tipo de
tecido, os pixels correspondentes
terão uma intensidade
representativa dos coeficientes de
atenuação linear deste tecido.
• Para voxels contendo dois ou mais
tipos de tecidos, os pixels
correspondentes terão uma
intensidade representativa da
média do coeficiente de atenuação,
esta média será ponderada pelo
fração volumétrica de cada tecido
no voxel correspondente.
c.f. Bushberg,
Bushberg, et al. The Essential Physics of Medical
Imaging, 2nd ed., p. 372.
Pode ser na direção
perpendicular ao corte ou
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).
RadioGraphics 2004;24:1679-1691.