A imagem mamográfica representa a projeção da distribuição espacial dos tecidos que compõem a mama no campo de visão. A visualização dos detalhes importantes requer a separação das estruturas de interesse do fundo, como microcalcificações do tecido glandular.
A qualidade da imagem e a exposição à radiação não podem ser estudados de forma independente. A qualidade dos componentes da cadeia da produção da imagem (ponto focal, geometria, receptor da imagem, software de processamento, tela de visualização) tem influência na imagem obtida. Isso deve ser levado em consideração quando trata-se de otimizar a qualidade da imagem e dose.
A Figura 2.4 sintetiza e propicia a visão geral dos conceitos envolvidos na avaliação da qualidade da imagem (HASEGAWA 1991). O diagrama não sugere uma hierarquia entre os conceitos, ele ilustra a unidade dos conceitos aplicados à imagem médica que são elementos correlacionados e dependentes entre si. Os três conceitos básicos utilizados para descrever a imagem, resolução espacial, contraste e ruído, estão indicados nas caixas. Os conceitos intermediários: o MTF, o NPS e a CNR, que integram os conceitos básicos são indicados nas áreas entre eles, por exemplo, o CNR permite uma avaliação
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conjunta do ruído e do contraste na imagem. E, finalmente, o Modelo de Rose, com o conceito relacionado da curva contraste-detalhe (CD), e a análise ROC (Receiver operating characteristic) encontram-se no centro, uma vez que incluem elementos de todos estes conceitos se não explicitamente, pelo menos implicitamente, permitindo uma avaliação global da qualidade da imagem.
Figura 2.4 Visão geral de avaliação da qualidade da imagem, desde os indicadores
fundamentais (ruído, resolução espacial e contraste) às avaliações de conjunto (NPS, MTF e CNR) e avaliações globais (análise contraste detalhe (CD), modelo de rose e análise ROC).
Fonte: Adaptado de (HASEGAWA 1991)
2.3.1 Contraste
O contraste é gerado pelas diferenças de atenuação da radiação X pelos tecidos irradiados. Além disso, o contraste na imagem é afetado pelo espectro de raios X (material do alvo e a filtração da radiação X) e determinado pela tensão aplicada. O contraste da radiação é transformado nas diferenças da densidade ótica na mamografia tela-filme (contraste da imagem) ou em diferenças nos valores do pixel na imagem digital. A capacidade do sistema de converter as alterações de densidade dos tecidos do paciente em informação da imagem é chamada resolução de contraste. Na Figura 2.5 é possível observar a definição
Ruído
Resolução
Contraste
CNR
NPS
MTF
Modelo de Rose
Análise CD
Análise ROC
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do contraste na imagem radiográfica como a diferencia na exposição entre o objeto de interesse e o fundo.
(a) (b)
Figura 2.5 Definição e cálculo do contraste na imagem (a) Imagem radiográfica de um objeto
circular atenuador. (b) Exposição Relativa em função da posição na imagem para a linha de amostragem.
Fonte: Physics of Medical X-Ray Imaging, 2010 2.3.2 Resolução espacial
É a capacidade de um sistema de imagem para revelar a separação entre detalhes pequenos e muito próximos, diferenciando-os claramente do fundo. Outra definição mais quantitativa especifica a resolução espacial de um sistema de imagem em termos de sua função propagação de ponto (PSF, point spread function) obtida a partir da imagem de um objeto pontual ideal (Figura 2.6a). A imagem de um objeto pontual é formada de forma difusa pelo sistema, mas pode ser caracterizada em termos da largura a meia altura (FWHM, full width at half maximum) como se mostra na figura 2.6b.
(a) (b)
Figura 2.6 Definição da PSF (a) Imagem radiográfica de um objeto pontual ideal. (b) PSF(x,y)
da imagem.
Fonte: Physics of Medical X-Ray Imaging, 2010
Exposi ção R el ativ a Linha de amostragem Contraste Posição na imagem
19 2.3.3 Ruído
O ruído refere-se à incerteza com a qual o sinal é registrado na imagem, onde se sobrepõe à informação (Figura 2.7). Este pode ser reconhecido em áreas homogéneas de tecido por flutuações na densidade ótica. Uma imagem radiológica é construída pelos fótons individuais de raios X absorvidos na área do detector onde a contribuição de cada fóton de raios X é adicionada à imagem. Quantos mais fótons sejam absorvidos por unidade de área, mais informação se tem e menores são as flutuações devidas ao ruído, refletindo em um menor desvio.
(a) (b)
Figura 2.7 Definição de ruído na imagem (a) Imagem radiográfica. (b) Exposição Relativa em
função da posição na imagem para a linha de amostragem. O desvio associado às flutuações do sinal é o ruído na imagem.
Fonte: Physics of Medical X-Ray Imaging, 2010
2.3.3 Razão Sinal-Ruído
Cada um dos pixels na imagem digital armazena um valor, o qual representa o seu tom de cinza devido ao nível de exposição. O valor médio do pixel (MPV, Mean Pixel Value) é a soma de todos os valores dos pixels na região de interesse (ROI, Region of interest) ou área selecionada, dividido entre o número total de pixels nessa área, sendo DV o desvio da medida do MPV, relacionado com as flutuações na exposição ou ruído na imagem. Por exemplo, na figura 2.8a observa-se uma imagem de 12 pixels x14 pixels, onde o retângulo amarelo indica uma ROI selecionada de 4 pixels x 5 pixels (Figura 2.8b). O MPV nessa área será a soma dos valores dos pixels dividida entre os 20 pixels da ROI. O MPV em uma ROI indica o sinal responsável da formação da imagem, e seu desvio é o ruído associado nessa região, a Razão Sinal-Ruído (SNR, Signal to Noise
Posição na imagem Exposi ção R el ativ a Densidade ótica Linha de amostragem σ
20 Ratio), é uma quantidade física flexível para a avaliação da qualidade da imagem na região da imagem de maior interesse.
(a) (b)
Figura 2.8 Cálculo do MPV. a) Imagem de exemplo. b) ROI selecionada. Fonte: Autor.
Na imagem digital, a SNR de uma ROI pode-se calcular com a equação 1.
𝑆𝑁𝑅 =
𝑀𝑃𝑉𝐷𝑉
(1)
Em mamografia digital, a qualidade da imagem pode ser descrita pela SNR porque, quando temos a vantagem do processamento da imagem e o contraste pode ser ajustado, a visualização de detalhes de baixo contraste só está limitada pelo ruído.
2.3.4 Razão Contraste-Ruído
A medida da Razão Contraste-Ruído (CNR, Contrast to Noise Ratio) é o método mais usado para avaliar o contraste em um sistema digital. Como o contraste é variável na imagem digital, torna-se mais significativo representar a qualidade da imagem em termos da CNR, para se considerarem as diferenças visuais na imagem. Esta pode ser definida como mostra a equação 2.
𝐶𝑁𝑅 =
𝑀𝑃𝑉𝐴−𝑀𝑃𝑉𝐵√𝐷𝑉𝐴2−𝐷𝑉𝐵2 2
(2)
Onde 𝑀𝑃𝑉𝐴 é o valor médio do pixel em uma região A e 𝑀𝑃𝑉𝐵 é o valor médio do pixel em uma região B da imagem, e 𝐷𝑉𝐴 e 𝐷𝑉𝐵 são seus respectivos desvios.
21 2.3.5 Função Transferência de Modulação
Nas análises dos sistemas de imagem, o MTF é usado como uma medida da transferência da amplitude do sinal transferido sobre um espectro de frequências espaciais, ou seja, o MTF descreve o contraste produzido na imagem como uma função da frequência espacial do objeto, como se observa na Figura 2.9.
(b) (c)
Figura 2.9 Definição de MTF (a) Imagem radiográfica de um objeto simulador de modulação.
(b) Exposição Relativa em função da posição na imagem na linha de amostragem para diferentes frequências espaciais. c) Gráfico que mostra a razão entre a modulação de saída e
entrada em função da frequência espacial.
Fonte: Physics of Medical X-Ray Imaging, 2010
Para o cálculo da MTF é usado um objeto simulador de modulação, que apresenta pares de linhas com diferentes espaçamentos, como o da figura 2.10.
Figura 2.10 Fantoma de pares de linhas para cálculo da MTF Fonte: Smith 2003
2.3.6 Espectro de potência de ruído ou espectro de Wiener
O NPS representa o nível de ruído como uma função da sua frequência espacial. Assim como a capacidade de um sistema de registrar o contraste na imagem diminui com a dimensão espacial do objeto, a capacidade de um sistema para registrar as flutuações do ruído diminui com a frequência espacial das flutuações. Seu cálculo pode ser explicado na Figura 2.11.
Frequência espacial
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(a) (b)
(c) (d)
Figura 2.11 Cálculo do NPS (a) Imagem radiográfica com exposição uniforme (b) Exposição
Relativa em função da posição para a linha de amostragem. c) Função de autocorrelação. d) Espectro de Wiener ou NPS.
Fonte: Physics of Medical X-Ray Imaging, 2010
Partindo de uma imagem radiográfica uniforme (Figura 2.11a) deve-se separar o ruído, restando da curva de exposição a média de exposição na imagem para uma linha de amostragem (Figura 2.11b) e é calculada a função de autocorrelação (Figura 2.11c). Finalmente, o espectro de Wiener ou NPS é a transformada de Fourier da função de autocorrelação da imagem radiográfica de exposição uniforme (Figura 2.11d).
2.3.7 Modelo de Rose
O modelo empírico definido por Rose indica que só é possível diferenciar na imagem um objeto do fundo, se existe suficiente informação ou sinal, devido ao contraste ou ao tamanho do objeto. O fato de que pequenos detalhes (como por exemplo as microcalcificações) necessitem ter grande contraste para poderem
Posição Frequência espacial
Posição Exposi ção R el ativ a Espec tro d e W ie ner
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ser visualizados na imagem e que os detalhes de tamanho maior possam ser visualizados com baixo contraste é expresso pela fórmula de Rose (AICHINGER et al 2012):
𝐶 × 𝐷 = 𝑘
(3) Nesta fórmula o produto do contraste 𝐶(unidade de comprimento) vezes o tamanho do detalhe 𝐷(unidade de comprimento) no limiar de visibilidade é uma constante. O parâmetro 𝑘 é importante na quantificação da qualidade da imagem. Quando a qualidade da imagem é melhor, pequenos detalhes são visualizados em menor contraste. Logo, quanto menor for o valor de 𝑘, melhor é o sistema de imagem. Limites para o valor de 𝑘 ocorrem por causa das propriedades dos sistemas e pelas restrições de doses.2.3.8 Análise contraste-detalhe
A análise contraste-detalhe é uma técnica experimental baseada no modelo de Rose para avaliar a capacidade de detecção de um objeto na imagem médica no limiar de visibilidade humana. O método realiza uma curva de contraste- detalhe (curva CD) que relaciona o limite de contraste necessário para detectar um objeto na imagem, em função do seu diâmetro. Para construir a curva foram desenvolvidos diversos objetos de teste, um exemplo é apresentado na Figura 2.12a. Este é uma placa que contém no seu interior discos de um material atenuador de diâmetros em ordem ascendente no eixo x e espessuras crescentes no eixo y. O aumento da espessura do disco implica o aumento do contraste entre ele e o fundo na imagem. A curva CD é construída no limiar de visibilidade, ou seja, no limite entre a região onde são visualizados os discos e a região onde não. Os objetos de menor tamanho devem ter um maior contraste para serem visualizados na imagem.
24 (a) (b)
Figura 2.12 Análise Contraste-Detalhe (a) Objeto simulador CD (b) Curvas CD a diferentes
níveis de dose.
Fonte: Pogue et al 2006
As curvas CD são representações gráficas do modelo de Rose. Um conjunto de curvas a diferentes níveis de ruído (Figura 2.12b) permitem descrever o contraste que deve apresentar um objeto de um diâmetro determinado para poder ser visualizado na imagem.
2.3.9 Análise ROC
A análise ROC é usada geralmente para comparar uma técnica de aquisição de imagem de outra usando a curva ROC. Nesta análise, a fração de verdadeiros positivos de um conjunto de diagnósticos é plotada contra a fração de falsos positivos. A fração de verdadeiros positivos é também chamada de sensibilidade do teste, e indica se a prática tem sucesso na detecção de uma doença. Por exemplo, se um médico está tentando diagnosticar a existência de um tumor em um conjunto de imagens mamográficas, a fração de verdadeiros positivos é a relação entre o número de vezes que o médico diz ter encontrado um tumor e o número de vezes em que realmente existe um tumor. Similarmente, a fração de falsos positivos é a relação entre o número de vezes que o médico diz ter encontrado um tumor quando não há tumor presente e o número de casos em que não existe tumor.
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3. METODOLOGIA
Neste capítulo se descrevem os procedimentos metodológicos necessários para conseguir os objetivos do trabalho. Na figura 3.1 é apresentado o marco metodológico do trabalho, o qual está agrupado em três etapas, de acordo com os objetivos específicos planejados.
Figura 3.1 Marco metodológico do trabalho Fonte: Autor
A primeira etapa do trabalho está dividida em três fases. Na primeira fase se realizou a caracterização do mamógrafo estudado para conhecer seu