Princ­pios F­sicos em Raio-X

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  • Servio de InformticaInstituto do Corao HC FMUSP

    Princpios Fsicos em Raio-X

    Marco Antonio GutierrezEmail: marco.gutierrez@incor.usp.br

    2010

  • Servio de Informtica InCor HC FMUSP - Aula Tomografia

    Formas de Energia

    Corpuscular (p, e-, n, , , ) Energia = Energia Cintica

    Ondulatria (luz, uv, calor, Raios-X, radiao Energia E.M. = h.f = h.c/ h=4,135x10-15 eV-s (Constante de Plank) C=2,997925x108 m/s = comprimento de onda

    Radiao = Energia em propagao

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  • Servio de Informtica InCor HC FMUSP - Aula Tomografia 3

  • Servio de Informtica InCor HC FMUSP - Aula Tomografia

    Efeitos das interaes da radiao com a matria

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    Radiaes ionizantes: partculas carregadas eletricamente, nutrons, radiaes eletromagnticas

    Radiaes no ionizante: luz, iv, uv, micro-ondas, etc.

    Em Radiologia Raio X = Radiaes Ionizantes

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    Espectro Eletromagntico

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    Estrutura Atmica

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    Estrutura Atmica

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  • Servio de Informtica InCor HC FMUSP - Aula Tomografia

    Imagens Radiolgicas Informaes:

    Anatmicas (tecidos, formas, dimenses, volumes, ...)

    Movimentos e trnsitos (algumas funes) Energia = Raio X (radiao ionizante e no visvel) Fonte Externa = Imagens de transmisso Transdutores/Receptores

    Filmes sensveis a Raio X Intensificadores de imagens + cmeras Cristais de cintilao + fototubos Placas de luminescncia Cmaras de ionizao gs

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    Produo de Raio X

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    Radiao Bremsstrahlung

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    Produo de Raio X

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    Radiao Caracterstica

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    Tubo de Raio X com Anodo Fixo

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  • Servio de Informtica InCor HC FMUSP - Aula Tomografia

    Tubo de Raio X com Anodo Giratrio

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    Filtrao e Endurecimento do Feixe

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    Imagem Radiolgica Primria

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  • Servio de Informtica InCor HC FMUSP - Aula Tomografia

    Caractersticas Principais Contraste = Diferenas entre intensidades de

    diferentes regies, C=(Iobj-Ifd)/Ifd

    Resoluo Geomtrica = Menor detalhe visvel. Perda de resoluo = borramento

    Rudo = Incerteza na informao coletada,determinado pela quantidade de ftonsutilizados na formao da imagem, pelascaracterstica do receptor/transdutor

    Densidade Radiolgica = Grau de escurecimento do filme DO=log10(Iinc/Itrans)

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  • Servio de Informtica InCor HC FMUSP - Aula Tomografia 20

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  • Servio de Informtica InCor HC FMUSP - Aula Tomografia 23

  • Servio de Informtica InCor HC FMUSP - Aula Tomografia

    Sistema Fluoroscpico

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    Angiografia por Subtrao

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    Tomografia Computadorizada

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    Imagens Tomogrficas

    Uma imagem CT 2D corresponde a um seco do paciente (3D)

    A espessura dessa fatia de 1 a 10 mm Aproximadamente uniforme Cada pixel da imagem 2D corresponde a um elemento de

    volume (voxel) do paciente

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    Imagens Tomogrficas

    Cada feixe registrado uma medida detransmisso atravs do paciente ao longo deuma linha

    x)I/Iln(II

    t0

    x0t

    == e

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    Nmero CT ou unidades Hounsfield

    Nmero CT(x,y) em cada pixel, (x,y)

    varia entre 1.000 e +1.000 1.000 = ar 300 a 100 = tecido mole 200 = pulmo0 = gua + 50 = msculo+ 120 = acrlico+ 990 = teflon+1.000 = osso e reas com contraste

    water

    wateryxyxCT

    =

    ),(000.1),(

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    Nmero CT

    quantitativo CT mede densidade ssea com preciso

    Pode ser usado para estimar risco de fratura, por exemplo

    Com elevada resoluo espacial e grande contraste CT pode ser usada para determinar

    dimenses de leses

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    Como tudo comeou....

    Original "Siretom" dedicated head CT scanner, circa 1974

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    Circa 1975Matriz 80x80, 4min. /rotao8 nveis de cinzaReconstruo overnight

    Matriz 512x512, 0,4s/rotao16 slices/scan

    (images courtesy Siemens Medical Systems and Imaginis.com)

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    Avanos tecnolgicos (1985-2002)

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    e onde estamos.Specifications First CT (circa

    1970)Modern CT

    Scanner (2001)Time to acquire one CT

    image 4-5 minutes 0.5 seconds

    Pixel size 3 mm x 3 mm 0.5 mm x 0.5 mm

    Number of pixels in an image

    64,000 256,000

    Table Data: http://www.physicscentral.com/action/action-02-3.html

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    Aquisio

    Ao conjunto de feixes que so transmitidosatravs do paciente com mesma orientaodenomina-se projeo

    Dois tipos de projeo so usados: Parallel beam geometry Fan beam geometry

    Feixe divergente

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    1a gerao:

    Somente 2 detectores NaI lento

    Parallel ray pencil beam baixo espalhamento

    160 feixes x 180 proj. FOV de 24 cm 4,5 min/scan 1,5 min reconstruo

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    2a gerao

    Conjuto de 30 detectores mais radiao espalhada detectada

    600 feixes x 540 projees 18 s/slice

    O mais rpido

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    3a gerao

    Mais de 800 detectores O ngulo do fan beam cobre todo

    paciente No necessrio translao

    Tubo e detectores rotacionam juntos

    Sistemas mais novos chegaram a 0,5 s/slice

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    4a gerao

    Elimina alguns artefatos da gerao anterior 4.800 detectores estacionrios

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    5a gerao

    Desenvolvida especificamente para imagens CT do corao

    50 ms/slice vdeos do corao batendo

    http://www.gemedicalsystems.com/rad/nm_pet/products/pet_sys/discoveryst_home.html#

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    6a gerao

    Helicoidal: adquire imagem enquanto a mesa move Menor tempo para uma aquisio completa Menor uso de contraste

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    7a gerao

    Mltiplos conjuntos de detectores Espaamento maior no colimador Mais dados para reconstruo das imagens

    Com apenas um conjunto de detectores, a resoluo determinada pela abertura do colimador

    Com mltiplos detectores, a espessura do corte(slice) determinada pelas dimenses do detector

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    Conceitos importantes

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    O que medido no CT? O coeficiente de atenuao linear mdio ()

    entre o tubo e os detectores O coeficiente de atenuao reflete o grau pelo

    qual a intensidade de Raio-X reduzida pelomaterial

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    Princpios de Reconstruo de Imagens em CT

    Imagens planares de raios-Xreduzem o paciente (3D) a umaprojeo 2D

    A densidade em um dado ponto resultado da atenuao do feixede raios-X desde o ponto focalat o detector

    Informao do eixo paralelo aofeixe de raios-X perdida

    Com duas imagens planares possvel localizar com preciso aposio de um dado objeto queaparea em ambas imagens

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    Princpios de Reconstruo de Imagens em CT

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    Reconstruo Tomogrfica Radon (1917) provou que uma imagem de um

    objeto desconhecido pode ser produzida seexistirem um nmero infinito de projees desseobjeto.

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    Reconstruo Tomogrfica

    Existem muitos algoritmos para reconstruo Filtered backprojection (retro-projeo)

    mais comumente utilizado reconstri utilizando um procedimento inverso

    aquisio valor de espalhado ao longo do caminho que

    percorreu durante a aquisio dados de diversos feixes so retroprojetados em uma

    matriz, formando a imagem

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    Sinograma

    Armazena os dados antes da reconstruo Objetos nos limites do FOV geram uma senide n