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UNIVERSIDADE FEDERAL DO RIO DE JANEIRO
FACULDADE DE ODONTOLOGIA
MESTRADO PROFISSIONAL EM CLINICA ODONTOLÓGICA
Fernanda Ignácio Fernandes
INFLUÊNCIA DO POSICIONAMENTO VERTICAL E HORIZONTAL DO OBJETO
NOS VALORES DE CINZA DENTRO DO FOV DE UM APARELHO DE TCFC
RIO DE JANEIRO
2018
UNIVERSIDADE FEDERAL DO RIO DE JANEIRO FACULDADE DE ODONTOLOGIA
Fernanda Ignácio Fernandes
INFLUÊNCIA DO POSICIONAMENTO VERTICAL E HORIZONTAL DO OBJETO
NOS VALORES DE CINZA DENTRO DO FOV DE UM APARELHO DE TCFC
Dissertação apresentada à Faculdade de Odontologia da Universidade Federal do Rio de Janeiro como parte dos requisitos para obtenção do título de Mestre em Clínica Odontológica
Orientador: Prof. Dr. Fábio Ribeiro Guedes
RIO DE JANEIRO 2018
AGRADECIMENTOS
Agradeço еm primeiro lugar а Deus qυе iluminou todo о mеυ caminho durante
esta caminhada e abençoou meus pensamentos e ações.
Agradeço a todos оs professores, qυе foram fundamentais nа minha
formação e me inspiraram a chegar até aqui e a desejar vôos mais altos!
Agradeço à Professora Kátia R. Cervantes Dias, professora e coordenadora
deste curso, pеlо apoio, pеlа compreensão, amizade e carinho que me encorajaram
e alegraram em todos os momentos de inseguranças.
Agradeço também а todos оs professores qυе mе acompanharam durante а
graduação. Em especial à Professora Silvia Alencar Gonçalves, ao professor Rafael
Andreiuolo е à Professora Andrea Tedesco, que me permitiram admirá-los e desfrutar
de bons momentos de amizade e aprendizado e que me encorajaram a confiar em
mim mesma, me proporcionando amizade, leveza e respeito no ambiente acadêmico
e profissional.
Ao Professor - e orientador deste trabalho - Fabio Ribeiro Guedes, dedico toda
a minha gratidão por ter me acolhido de forma ímpar ao longo da minha formação
acadêmica. Pela bondade e paciência ao me ensinar que "para tudo tem um jeito",
"calma, deixa que eu vou resolver isso!", além de ter me ensinado também que é
possível alguém ter um coração enorme e generoso se fingindo de rude o tempo
inteiro! A carga horária tão extensa de convívio e ensinamentos passados a mim como
sua aluna, desde a graduação, passando pela especialização em Radiologia e
Imaginologia Oral, curso de extensão e agora, neste mestrado, agradeço ao Fabio
pela relação de respeito e amizade que foi criada entre nós, por cada conselho
acadêmico, profissional ou pessoal, por cada ironia e por cada piada sem graça que
me fizeram rir em todos esses anos. Obrigada por me formar tão bem dentro da
radiologia e por ser um profissional em quem eu me orgulho de depositar toda a minha
admiração. É muito bom saber que posso contar com você, professor! Obrigada!
Ao meu avô Hermes (in memorian), por ter muitas vezes recorrido a mim para
tirar suas dúvidas e mesmo quando o assunto não condizia com a minha formação,
me fazia acreditar que eu sabia o que estava falando porque eu era "uma doutora".
Ao meu avô Almir (in memorian), que faria aniversário na data de apresentação
desta dissertação e certamente estaria orgulhoso de sua "toquinho". Às minhas avós,
tias, tios, primos, primas, irmã, sobrinhos e amigos, agradeço pela torcida pela minha
realização e sucesso.
Aos meus colegas de turma do Mestrado, agradeço pelos momentos diversos
formais ou não, dúvidas e conhecimentos compartilhados ao longo de nosso convívio
durante estes dois anos.
Aos meus pais, Armando e Rose Fernandes, dedico este trabalho, os meus
agradecimentos e todo o meu amor. Minha formação não existiria se o meu pai não
tivesse acordado cedo comigo para me levar nos locais das provas de vestibular que
fiz e se a minha mãe não tivesse levado os lanchinhos no meu quarto enquanto eu só
pensava em estudar e esquecia do resto mundo. Obrigada pela paciência nos meus
momentos de medo e por me impulsionarem quando eu pensava que não conseguiria.
Obrigada por diminuírem o volume da televisão em todas as vezes que eu pedia
silêncio para me concentrar nos estudos. Obrigada por me ensinarem valores
importantes sobre respeito, caráter e honestidade. Obrigada por me permitirem e
incentivarem voar em busca dos meu sonhos. Tudo o que eu sou e tudo o que eu
alcanço só é possível porque a minha base é o amor que recebo e sinto por vocês.
Por fim, o meu agradecimento ao meu irmãozinho Renato Ignácio Fernandes.
Difícil escrever sem que os olhos encham d'água tamanha emoção que me causa o
amor que sinto por ele. Agradeço por ele me ensinar que até nos momentos em que
estou ocupada e não posso desviar minha atenção, é preciso também parar um pouco
para dar atenção a quem me ama e quer que eu veja alguma novidade que ele tenha
para dividir comigo. Renato tem uma ternura encantadora ao me chamar para pedir
um abraço apenas e me mostra o lado leve e puro da vida em qualquer que seja o
momento, além de fazer com que a sua determinação incansável em descobrir o
mundo me inspire e motive. Seus 09 anos de vida e milhares de sorrisos e carinhos
são um presente para minha vida, Vida!
“Aqui, no entanto, nós não olhamos para trás por muito tempo. Nós continuamos seguindo
em frente, abrindo novas portas e fazendo coisas novas, porque somos curiosos... E a
curiosidade continua nos conduzindo por novos caminhos.
Siga em frente."
(Walt Disney)
“Pouco conhecimento faz com que as pessoas se sintam orgulhosas.
Muito conhecimento, com que se sintam humildes.”
(Leonardo da Vinci)
RESUMO
O objetivo deste estudo foi avaliar a influência do posicionamento vertical e horizontal
do objeto dentro da área do campo de visão nos valores de cinza de imagens obtidas
no aparelho de Tomografia computadorizada de feixe cônico Kodak 9500. Foi utilizado
um simulador com 17 corpos de prova padronizados e de densidade homogênea.
Foram realizadas aquisições tomográficas ao longo de todo o campo de visão do
aparelho com variação da altura do posicionamento do simulador a cada 5mm, para
avaliação de variações verticais e horizontais dos tons de cinza obtidos a cada exame.
Ao final das aquisições, os valores de cinza foram medidos no software Image J e os
dados foram analisados estatisticamente pelo teste de ANOVA-1 way e o teste post-
hoc utilizado foi teste de Tukey, com nível de significância de 5%. Em relação ao
posicionamento vertical dentro do campo de visão, as médias das medidas nas
diferentes alturas apresentaram diferença estatística (p<0,001). As alturas (cm) 10 e
10,5, que correspondem à região externa ao campo de visão, não diferem apenas das
médias das alturas 5,5 e 6, enquanto estas alturas diferem das alturas de 3,5 cm a
6,5cm e de 7,0 a 8,5. Já na análise do posicionamento horizontal dos corpos de prova
no FOV, foi significativo o valor de p (p<0,001) e notam-se que os valores de cinza
das regiões externas do simulador não diferem entre si, porém, essas áreas diferem
das médias dos valores de cinza da região central e intermediária do simulador.
Podemos concluir que variações na posição do objeto vertical e horizontalmente,
dentro dos limites da área do FOV, influenciam nos valores de cinza obtidos por meio
de exames de tomografia computadorizada de feixe cônico.
Palavras-chave: Campo de visão, Tomografia Computadorizada de Feixe Cônico,
Voxels
ABSTRACT
The aim of this study was to evaluate the influence of vertical and horizontal positioning
of the object within the field of view in gray values of images obtained in the Kodak
9500 Cone beam computed tomography device. It was used a phantom with 17
standard samples with homogeneous density. Tomographic acquisitions were made
throughout the FOV of the device diversifying the height of the phantom positioning
every 5 mm. At the end of the acquisitions, gray values were measured by Image J
software, the statistical analysis was done by ANOVA-1 way test and the post-hoc test
used was a Tukey test, with 5% significance level. Regarding the vertical positioning
within the FOV, the means of measurements at different heights presented statistical
difference (p <0.001). The heights (cm) 10 and 10.5 only do not differ from the means
of the heights 5, 5 and 6, while these areas differ from the areas 3,5 cm to 6,5cm and
from 7,0 to 8,5cm. In relation to horizontal positioning of the test specimens in the FOV,
the p value was significant (p <0.001), it is observed that gray values of the external
regions do not differ among them, however, these areas differ from the mean values
of gray of the central and intermediate regions of the object. We conclude that vertical
and horizontal variations in the position of the object, within the limits of the FOV area,
influence the values of gray obtained from cone beam computed tomography exams.
Key words: Filed of View, Cone Beam Computed Tomography, Voxels
SUMÁRIO
1. INTRODUÇÃO .................................................................................. 10
2. MATERIAIS E MÉTODOS ................................................................ 14
3. RESULTADOS .................................................................................. 21
4. DISCUSSÃO ..................................................................................... 25
5. CONCLUSÃO ................................................................................... 29
REFERÊNCIAS .................................................................................... 30
APÊNDICE ........................................................................................... 33
ANEXO ................................................................................................ 49
10
1. INTRODUÇÃO
O conhecimento da tomografia computadorizada de feixe cônico (TCFC) é de
interesse de todos os campos da odontologia1. Este exame foi desenvolvido nos anos
90 por Arai et al.2 e Mozzo et al.3 especificamente para a região de cabeça e pescoço.
Fornece imagens volumétricas tridimensionais semelhantes às imagens geradas na
tomografia computadorizada de multidetectores (TCMD), com custo inferior e menor
exposição do paciente à radiação, tendo em vista que um dos fatores que permite esta
redução está relacionado ao fato do campo de visão ou FOV (Field of View) ser
limitado na dimensão axial, o que iniciou uma mudança de paradigmas nas avaliações
de imagens 2D para aquisições e reconstruções de dados tridimensionais.4-10
O emprego da TCFC tem sido um importante auxiliar na clínica odontológica,
pois podem-se observar, pelas variações de tons de cinza, os tecidos dentários, o
espaço do ligamento periodontal, cortical alveolar, câmara pulpar, cortical óssea e
osso medular, por exemplo10. Esta tecnologia proporciona maior detalhamento das
imagens em contraste e densidade, com menor quantidade de radiação, quando
comparada à TCMD. Entretanto, uma de suas principais desvantagens é a presença
de artefatos na reconstrução final da imagem, além disso, têm sido observadas
diferenças na qualidade das imagens obtidas por diferentes aparelhos de TCFC
quando o campo de visão (FOV) ou a dimensão do voxel é alterada11
A TCFC baseia-se em uma exposição única ao redor do volume a ser analisado
e, tendo em vista que esta exposição incorpora todo o FOV, apenas uma sequência
de rotação do aparelho é necessária para adquirir dados suficientes para a
reconstrução das imagens1,2.
11
A fonte de radiação divergente, em formato piramidal ou cônico, é direcionada
para o centro da área de interesse, para um sensor digital localizado do lado oposto
à fonte. Dessa maneira, a fonte de raios X e o sensor giram em torno de um fulcro fixo
de rotação, no interior do centro da região de interesse. Durante esta rotação do
aparelho, imagens primárias, denominadas imagens base, são produzidas de forma
sequencial para posteriores reconstruções que serão trabalhadas, segmentadas e
analisadas em qualquer plano ou incidência1. Estas imagens são processadas pelo
computador do tomógrafo e fornecem as imagens que serão interpretadas pelo
profissional, constituindo o volume tomográfico adquirido no formato nativo,
denominado Dicom (Digital Imaging and Communications in Medicine)12.
O conjunto de dados obtidos na exposição compreende um bloco volumétrico
composto por estruturas cubóides menores, chamadas de voxels, que são a menor
unidade tridimensional de uma imagem digital, em que cada voxel representa um grau
específico de atenuação dos raios X expresso em valores numéricos em uma escala
de cinza14, 15, 16. A unidade Hounsfield (UH) é a escala padrão utilizada para a medição
de valores de tomografia computadorizada. Os valores de TC medidos em UH são os
coeficientes de atenuação associados a cada um dos voxels; eles são valiosos não
só para comparar a composição de um tecido com o outro, mas também para
especificar os componentes teciduais da lesão patológica14.
Embora os equipamentos de TCMD e TCFC permitam a abordagem da
densidade dos objetos escaneados, a TCFC não expressa fielmente os valores
absolutos do voxel, já conhecidos na TCMD, caracterizando uma relevante
desvantagem deste exame. Na tomografia computadorizada de feixe em leque, as
imagens obtidas fornecem informações da atenuação do feixe de raios X,
12
especialmente no tamanho dos pixels/voxels da imagem, que são correlacionados
com os valores da escala de cinza Hounsfield13.
Desta maneira, diferentemente da TCMD, aparelhos de TCFC não utilizam um
sistema de escala de cinza padrão. Estudos têm demonstrado que a relação entre a
atenuação dos raios X e os valores de cinza de TCMD é linear 4,17. Com base nestes
estudos, métodos têm sido propostos para converter valores de cinza provenientes de
imagens de TCFC em UH4,18, [no entanto, há uma limitação importante a ser
considerada: a relação entre os valores de cinza de TCFC e a atenuação dos raios X
não é uniforme. Isto se deve ao fato do feixe de raios X em TCFC divergir como um
cone para o paciente ao invés de ser colimado em um feixe em formato de leque como
na TCMD, o que causa uma distribuição não uniforme da intensidade do feixe de raios
X entre o centro e o região marginal do campo de radiação na TCFC, contribuindo
para uma escala de cinza heterogênea na TCFC quando comparada com a TCMD
4,17.
Diversos são os fatores que contribuem para a heterogeneidade dos valores
de cinza em TCFC. Estes fatores incluem fenômenos como o endurecimento do feixe,
artefatos provenientes de corpos de alta densidade, radiação secundária e a
geometria do feixe de radiação. O endurecimento do feixe resulta do aumento da
energia média do feixe de raios X ao atravessar um objeto e é reconhecido como uma
das maiores fontes de defeitos, promovendo a imprecisão e presença de artefatos na
imagem reconstruída, em função dos raios X de menor energia serem mais absorvidos
do que aqueles de maior energia. Os artefatos são falhas técnicas que alteram o
padrão de densidade da imagem e não correspondem ao objeto examinado. A
radiação secundária aumenta o ruído das imagens reconstruídas e assim,
compromete a detecção de estruturas de baixo contraste. A quantidade de radiação
13
secundária na TCFC varia com os fatores de exposição, tamanho do FOV e
posicionamento do objeto no FOV19. Uma outra causa para a variação nos valores de
tons de cinza é a quantidade de radiação dispersa causada pelo efeito Compton, dada
a partir da interação do feixe de raios X com o objeto, em que uma parte dele é
absorvida e outra parte é desviada da sua posição original, atingindo o detector de
uma forma aleatória. Esta radiação dispersa é adicionada à radiação primária do feixe
de raios X, fazendo com que ocorra uma não percepção do coeficiente de atenuação
do objeto, alterando os valores de tons de cinza gerados na imagem20, 21.
A maioria dos algoritmos de reconstrução volumétrica utiliza o algoritmo
modificado de Feldkamp (FDK), que é um algoritmo de reconstrução aproximada de
alta eficiência. Este assume a perpendicularidade entre o feixe de raios X e o eixo de
rotação, com projeções paralelas em todos os pontos exposto. É utilizado quando o
algoritmo exato - todos os planos do objeto atingidos pelo feixe - não ocorre. Diante
da conicidade do feixe de um aparelho de TCFC, o algoritmo FDK é exato no plano
central e aproximado conforme o seu distanciamento. Assim, quanto maior a distância
do objeto em relação ao plano central, maior a deterioração sofrida pela imagem, que
adquire mais ruídos e artefatos15.
Com isso, o objetivo deste estudo foi avaliar a influência da localização
horizontal e vertical do objeto dentro do FOV nos valores de voxel em imagens de
tomografia computadorizada de feixe cônico.
14
2. JUSTIFICATIVA
A análise e comparação dos tons de cinza gerados a partir de sucessivos
exames tomográficos de feixe cônico, utilizando um simulador padronizado e com
alterações regulares a cada aquisição, se faz necessária para evidenciar a
importância do correto posicionamento do paciente dentro do FOV do tomógrafo, a
fim de evitar ruídos que interfiram na acurácia do exame, melhorando a qualidade das
imagens.
15
3. MATERIAIS E MÉTODOS
3.1. COMPOSIÇÃO DA AMOSTRA
Para a realização deste estudo foi utilizado um simulador cilíndrico de acrílico,
disponível no Departamento de Patologia e Diagnóstico Oral da Faculdade de
Odontologia da Universidade Federal do Rio de Janeiro - local onde o estudo foi
realizado - com 14 centímetros de diâmetro e quatro centímetros de altura. O mesmo
possui 17 orifícios em uma de suas faces, sendo um central e outros 16 em duas
fileiras de oito orifícios dispostos radialmente. Cada orifício apresenta formato
cilíndrico com diâmetro de 12,5 mm e altura 30 mm e representa o local onde os
corpos de prova foram inseridos para obtenção das imagens tomográficas.
Figura 1: Simulador acrílico com orifícios onde foram inseridos os corpos de prova.
Para que não ocorram interferências na mensuração dos valores de cinza
obtidos por meio da TCFC, corpos de prova de poliuretano com densidades físicas
pré-estabelecidas e homogêneas em toda sua extensão, foram confeccionados a
partir de um bloco de poliuretano rígido e maciço com densidade conhecida de 64 g/cc
(Nacional Ossos, Jaú-SP), utilizando uma broca tipo serra-copo com 12,5 mm de
diâmetro interno, resultando em corpos de prova com 4,0 cm de altura. Posteriormente
16
estes corpos de prova foram seccionados transversalmente com discos de
carborundum a fim de reduzir sua altura a 5,0 mm - confirmada por meio de um
paquímetro digital. Os mesmos foram inseridos e estabilizados uniformemente na
parte mais inferior do simulador, permitindo assim, padronização de suas localizações
axiais entre si.
A
B C
Figura 2: (A) Bloco de poliuretano e broca serra-copo utilizados para confecção
dos corpos de prova; Confirmação das dimensões dos corpos de prova com um
paquimetro digital: (B) Altura de 5,0 mm; (C) Diâmetro de 12,5 mm.
17
Figura 3: Conjunto de corpos de prova padronizados
O simulador com os corpos de prova foi posicionado no tomógrafo Kodak 9500®
utilizando tripé fotográfico com sua base graduada de 5,0 mm em 5,0 mm e uma base
de acrílico, a qual serviu de apoio e referência, uma vez que o mesmo teve sua
posição alterada no eixo vertical dentro do campo de visão do aparelho.
Figura 4: Corpos de prova inseridos nos orifícios do simulador e estabilizados em sua parte mais
inferior.
18
,
A B
Figura 6: Posicionamento do simulador no aparelho
Kodak 9500
Figura 5: (A) Tripé fotográfico com base de acrilico posicionada; (B) Destaque para
graduação de 5,0 mm na base do tripé, que foi utilizado para o posicionamento nas
diferentes alturas dentro do FOV.
19
3.2. AQUISIÇÃO DAS IMAGENS
Neste estudo, foi utilizado o menor FOV do aparelho: 9,5cm de altura x 15cm
de diâmetro, que utilizou em todas as aquisições os seguintes fatores de exposição:
90 quilovolts, 10 miliampéres, tempo de exposição de 10,3 segundos e tamanho de
voxel de 200µm.
Para o posicionamento do simulador em relação a altura do FOV, foi utilizada
como referência a distância de sua base entre o feixe de laser que determina a área
de aquisição do volume, bem como o feixe de laser que determina o centro do FOV
do aparelho que deveia estar sempre localizado no centro do simulador. A cada
aquisição utilizou-se marcador de nível topográfico digital com a finalidade de obter-
se padrão de medição de 00 de desnível entre o objeto e o tomógrafo a cada aquisição
nas distintas alturas do FOV.
Figura 7: Posicionamento do simulador com os corpos de prova em relação aos planos vertical e horizontal
conforme marcações do laser do aparelho e correto posicionamento dentro do FOV.
20
Inicialmente, o corpo de prova foi posicionado na parte mais inferior do laser e
foram realizadas sucessivas exposições, com reposicionamento dos corpos de prova
0,5cm acima do posicionamento utilizado na última aquisição e assim
sucessivamente, até atingir toda a extensão do FOV do aparelho (9,5 cm), além disso,
foram feitas duas aquisições até 1,0 cm além da altura do FOV, pois ainda havia
formação de imagem, o que não aconteceu imediatamente abaixo da região do FOV.
Figura 8: Posicionamento do simulador com os corpos de prova posicionado na região central do FOV.
Ao final das 22 aquisições de imagens variando o posicionamento dos corpos
de prova no eixo vertical em relação à posição do FOV, os arquivos das imagens
obtidas foram salvos no formato DICOM (Digital Imaging Comunication in Medicine).
Posteriormente, estes arquivos DICOM foram analisados utilizando o software Image
J (National Institutes of Health, Maryland - EUA), que permitiu a mensuração dos
valores de cinza através de sua ferramenta chamada ROI circular.
No Image J, cada arquivo foi aberto individualmente e selecionou-se o corte
axial obtido no centro de cada corpo de prova. Para a seleção do corte mais central
21
do corpo de prova, foram usadas como referência a borda superior e inferior dos
corpos de prova e então selecionado o seu centro.
Para a obtenção do valor de cinza, utilizou-se a ferramenta de seleção ROI
circular, específica para esta função, de diâmetro 12 mm e os valores foram
mensurados nos 17 corpos de prova através da ferramenta Histograma. O histograma
com as médias dos tons de cinza e o desvio padrão foram calculados em todas as
áreas de perfurações do simulador, nas 22 posições verticais as quais o mesmo foi
submetido e, horizontalmente, avaliaram-se todas as áreas, em cada altura utilizada,
a fim de permitir a comparação dos valores de tons de cinza entre si e avaliar
possibilidade de diferenças estatísticas significativas entre as áreas em uma mesma
altura.
obs: pegar da aula essa imagem com as numerações dos buracos!!
Figura 9: (A) Imagem obtida a partir de uma aquisição tomográfica, com seleção da região a ser
analisada utilizando a ferramenta ROI circular do software Image J;. (B) Obtenção da média e desvio
padrão dos valores de cinza no software Image J, através da ferramenta Histograma.
A B
22
Ao final de toda as mensurações, os valores de tons de cinza foram tabulados
e analisados estatisticamente pelo teste Shapiro-Wilk para verificar a distribuição do
desfecho e através da ANOVA-1 way foram comparadas as médias. O teste post-hoc
utilizado foi teste de comparação múltipla de Tukey. Calcularam-se então as médias
e desvios-padrão das 17 áreas e das 22 alturas, cujos resultados foram tabulados no
SPSS v. 18 com nível de significância de 5%.
23
4. RESULTADOS
Analisando os valores de cinza em relação ao posicionamento vertical dentro
do FOV, as médias das medidas nas diferentes alturas apresentaram diferença
estatística (p<0,001) conforme apresentado na Tabela 1. Destacam-se as alturas (cm)
10 e 10,5 que não diferem somente das médias das alturas 5,5 e 6, enquanto as
alturas 5,5 e 6 cm diferem das alturas de 0 a 3 cm e de 7 a 8,5 cm. Os outros resultados
estatísticos da avaliação do posicionamento vertical do objeto dentro do FOV aparelho
podem ser melhor visualizados na tabela 1 e representados no gráfico 1 a seguir.
24
Altura
(cm) média (DP) min - máx
0 727,5 (106,1) fg 577,1 - 868,9
0,5 730,1 (102,5) fg 584,4 - 849,8
1 736,1 (84,2) g 609,9 - 845,5
1,5 739,2 (81,2) g 631,1 - 854,1
2 713,5 (75,7) efg 601,3 - 832,5
2,5 694,9 (89,1) cde 532,5 - 841,5
3 729,5 (63,4) fg 609,4 - 804,5
3,5 663,5 (65,7) bc 582,6 - 774,9
4 668,6 (53,1) bcd 579,3 - 734,3
4,5 663,9 (64,6) bc 557,5 - 746,5
5 664,0 (63,2) bc 572,7 - 752,6
5,5 652,0 (60,4) ab 565,8 - 737,3
6 657,0 (65,0) ab 555,3 - 739,0
6,5 679,5 (60,7) bcde 591,9 - 776,2
7 702,9 (58,9) defg 603,6 - 777,5
7,5 716,3 (46,3) efg 637,3 - 781,6
8 722,5 (43,0) fg 658,0 - 784,0
8,5 697,5 (61,5) cde 615,1 - 792,0
9 685,4 (77,3) bcde 572,2 - 792,6
9,5 665,0 (68,7) bc 582,7 - 755,2
10 621,9 (73,2) a 510,3 - 704,5
10,5 624,1 (71,3) a 501,7 - 714,4
Tabela 1: Comparação das médias (desvio padrão) dos valores de cinza
em relação ao posicionamento vertical dentro do FOV, Letras distintas
representam médias estatisticamente diferentes.
25
Em relação ao posicionamento horizontal dos corpos de prova no FOV,
observou-se que foi significativo o valor de p (p<0,001) para as médias das medidas
entre as áreas. Na tabela e Gráfico 2, nota-se que as áreas de 10 a17 não diferem
entre si; estando todas representadas pela letra “c”, porém, estas diferem das médias
das demais áreas. Nota-se também que as áreas 1, 2, 3 e 8 diferem da média da área
5.
Gráfico 1: Gráfico de barra de erros, mostrando as médias e o intervalo de confiança
das alturas.
26
Área média (DP)
min - máx
1 729,7 (48,8) b 662,3 - 825,3
2 744,1 (38,7) b 698,5 - 836,5
3 741,7 (41,0) b 691,9 - 837,7
4 750,6 (55,5) ab 667,0 - 868,9
5 777,2 (45,3) a 683,4 - 854,1
6 752,3 (48,6) ab 663,0 - 845,5
7 746,7 (42,4) ab 673,5 - 829,3
8 739,4 (40,5) b 676,2 - 821,0
9 748,0 (36,2) ab 703,8 - 823,5
10 619,2 (40,1) c 559,3 - 702,0
11 608,2 (42,1) c 532,5 - 671,8
12 612,3 (50,1) c 539,2 - 722,3
13 634,8 (58,0) c 530,6 - 748,7
14 624,6 (58,0) c 501,7 - 725,6
15 628,2 (43,2) c 545,1 - 715,5
16 626,3 (40,6) c 557,5 - 716,7
17 627,0 (39,9) c 569,7 - 713,4
Tabela 2: Comparação das médias (desvio padrão) dos
valores de cinza em relação ao posicionamento horizontal
dentro do FOV. Letras distintas representam médias
estatisticamente diferentes.
27
Gráfico 2: Gráfico de barra de erros, mostrando as médias e o intervalo de confiança das áreas.
Com isso, nota-se que os valores de cinza obtidos dos corpos de prova dentro
e fora do FOV, de 0,0 cm a 9,5 cm e 10,0 e 10,5 cm, apresentaram diferenças
estatísticas entre eles em relação ao seu posicionamento vertical e horizontal dentro
do FOV do aparelho.
28
4. DISCUSSÃO
No momento da realização de um exame de TCFC, o correto posicionamento
do paciente no aparelho, com a área de interesse ocupando a região central do FOV,
é imprescindível para a obtenção de imagens fidedignas, auxiliando o profissional no
atendimento clínico com maior compatibilidade com a realidade.
Com base nos resultados encontrados no presente estudo, pode-se observar
haver influência dos valores de cinza da imagem com seu posicionamento vertical
dentro do FOV, tendo em vista que foram encontradas diferenças estatísticas
significativas nos valores de cinza do objeto estudado em todas as alturas testadas.
Ressalta-se também que nas análises das aquisições cujo posicionamento do objeto
estava além da altura do FOV (10 e 10,5 cm), houve diferença estatística significativa
nos valores de cinza, exceto quando comparadas a duas alturas (5,5 e 6,0 cm), dentre
as outras realizadas. No estudo de Nishino et al., foi encontrada diferença estatística
significante, com valores de voxel mais baixos, entre as posições 2 e 4 cm, que
estavam mais próximas do feixe central (3 cm), e as posições marginais tenderam a
aumentar os valores, enquanto na comparação entre as diferentes alturas das
mesmas inserções, eram quase todas significativamente diferentes, resultado muito
semelhante ao encontrado em nosso estudo. Segundo estes autores este resultado
pode ser explicado em função de quando a altura é alterada, há também alteração no
ângulo de incidência dos raios X que passam através do objeto.
Gomi et al. (2006) e Molteni (2013) relataram que o método mais popular para
reconstrução de imagens de feixe cônico é o chamado algorítmo de Feldkamp (FDK)
que assume a perpendicularidade entre o feixe de raios X e o eixo de rotação,
reconstruindo bem as imagens no caso de feixes cônicos com um pequeno ângulo.
No entanto, o algoritmo de Feldkamp produziria artefatos de imagem significativos,
29
cujas intensidades variam conforme o afastamento do plano médio, com ângulo do
feixe cônico moderado ou grande, resultando em imprecisão nos valores de cinza dos
voxels das regiões mais superiores e inferiores do FOV, observada no presente
estudo.
Outra variável analisada no presente estudo foi a influência do posicionamento
horizontal do objeto dentro do FOV, em que observamos redução nos valores de cinza
quando os corpos de prova se encontravam na região central do FOV (área 1). A
região intermediária (áreas 2 a 9) apresentou valores de cinza maiores que a região
central, não havendo diferenças estatísticas entre a região central e intermediária com
exceção da área 5. Já os valores de cinza dos corpos de prova posicionados na
porção mais externa do FOV apresentaram diferenças significativas (p<0,001) em
comparação aos da região central e intermediária. Este resultado é semelhante ao de
Nishino et al. que também encontraram que os valores de voxel no centro do módulo
utilizado no trabalho foram significativamente mais baixos quando comparados aos
outros 5 locais presentes no objeto na mesma altura avaliada. Além disso, alguns dos
valores de voxel em locais fora do centro também foram significativamente diferentes
entre si nas mesmas alturas. Oliveira et al. verificaram que o valor de cinza variou
consideravelmente de acordo com a localização anatômica para as unidades NewTom
3G e NewTom 5G e que a mesma concentração de K2HPO4 produziu valores de cinza
diferentes quando colocados em diferentes locais anatômicos dentro do simulador,
assim como no presente estudo. Em contraste ao nosso trabalho, o estudo de Garcia-
Ramirez et al. mostrou uniformidade nestes valores de cinza.
Um dos motivos para a ocorrência dos valores de cinza mais baixos na região
central do objeto, deve-se ao efeito do endurecimento do feixe de raios X. Segundo
Molteni 2013, dois tipos de artefatos podem resultar deste efeito: áreas lineares de
30
bandas escuras ou faixas entre objetos densos na imagem e artefatos em taça. Os
artefatos em taça ocorrem porque as áreas centrais de objetos densos são expostas
aos raios X mais duros que as áreas periféricas, resultando em uma imagem na qual
um objeto uniformemente denso parece ser menos denso (mais escuro, valores de
cinza mais baixos) em seu centro, assim como ocorrido no presente estudo, onde os
valores de cinza da região central apresentaram valores mais baixos em comparação
à região intermediária. Considerando que o tamanho do voxel está diretamente ligado
à resolução espacial da imagem, quanto menor o valor do voxel, melhor a resolução
e detalhes da imagem, assim, na região central do FOV, há formação de imagens com
resolução superior, evidenciando a necessidade do posicionamento do paciente no
aparelho de TCFC de maneira cuja área de interesse tenda a ficar mais próxima da
região central. [NEVES, F.S. et al. Evaluation of reconstructed images with different
voxel sizes of acquisition in the diagnosis of simulated external root resorption using
cone beam computed tomography. International Endodontic Journal. v.45, p. 234-239,
2012].
Em relação aos valores de cinza da região mais externa do simulador,
encontramos valores muito baixos comparados às regiões central e intermediária. Tal
resultado pode ser sido causado pelo fato de o objeto de estudo utilizado apresentar
um diâmetro menor que o diâmetro do FOV. Molteni 2013 relata que os programas de
de reconstrução que usam algoritmos como o algoritmo FDK incorporando a
transformada de Radon, que é uma abordagem analítica para a reconstrução do feixe
cônico, pressupõem que toda a atenuação de raios X ocorra dentro do volume
reconstruído. Da mesma forma que a exomassa (regiões do volume exposto que
encontram-se externamente ao FOV) pode influenciar nos valores de cinza dos dados
reconstruídos, o escaneamento de um objeto menor que o tamanho do FOV também
31
pode gerar artefatos que reduzam os valores de cinza nas bordas do volume, como
observado no presente estudo, bem como no estudo de Oliveira et al. 2013 e Cruz
2016.
Rodrigues relataram que depois de controlar o tamanho do FOV, exomassa, e
posicionamento do objeto no FOV, os valores de cinza obtidos nos exames de TCFC
são significativamente influenciados pelo tamanho FOV. Contudo, Lagravère et al.
relataram não haver diferenças estatisticamente significativas com base nos locais
(centro, direita, esquerda, superior e inferior) de um objeto dentro do FOV de TCFC
em termos de sua densidade.
Existem algumas limitações associadas com o presente estudo em função dos
dados avaliados serem originados a partir de um único tamanho de FOV utilizado,
único tamanho de voxel e apenas um tomógrafo específico, portanto, a presente
experiência poderá ser realizada em outros tomógrafos de feixe cônico, que tenham
feixes de raios X com maiores angulações, por exemplo, para que possam ser feitas
comparações com escalas de cinza diferentes. A mesma necessidade de comparação
ocorreu no trabalho feito por Nishino et al. 2014.
32
5. CONCLUSÕES
Com base nos resultados obtidos, podemos concluir que :
1) O posicionamento vertical do objeto, nas diferentes alturas dentro do FOV,
influencia diretamente no valor de cinza dos voxels deste mesmo objeto,
produzindo valores de uma forma não-homogênea ao longo de toda extensão
do FOV.
2) O posicionamento horizontal do objeto nas diferentes regiões do FOV,
influencia os valores de cinza obtidos por meio de exames de TCFC,
produzindo imagens com valores mais baixos na região central, valores
maiores na região intermediária e valores mais baixos ainda na região mais
externa do FOV.
3) Na prática clínica, este trabalho evidencia a necessidade de posicionar o
paciente no tomógrafo de modo que a região de interesse do exame localize-
se na região mais central do FOV, diminuindo a presença de ruídos na imagem.
33
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Faculdade de Odontologia - Universidade Federal do Rio de Janeiro, 2016
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dentistry. 2015; 24: 155-159
36
APÊNDICE
ARTIGO CIENTÍFICO
*O artigo será submetido ao periódico “DentoMaxilloFacial Radiology” (Anexo). A formatação final e versão para língua inglesa serão realizadas após as considerações feitas por essa Banca Examinadora.
Influência nos valores de cinza do posicionamento vertical e horizontal do
objeto dentro do fov de um aparelho de TCFC
Fernanda Ignácio Fernandes¹
Fábio Ribeiro Guedes2
1. Mestranda em Clínica Odontológica – Departamento de Patologia e Diagnóstico Oral da Faculdade
de Odontologia da Universidade Federal do Rio de Janeiro.
2. Professor Adjunto - Departamento de Patologia e Diagnóstico Oral da Faculdade de Odontologia da Universidade Federal do Rio de Janeiro.
* Autor correspondente:
Fernanda Ignácio Fernandes
Endereço: Rua Frederico Quartarolli, 43, apto 203 - Recreio dos Bandeirantes
Rio de Janeiro, RJ - Brazil. CEP: 22795-400
Telefone: 55 21 98890-4086
E-mail: [email protected]
37
RESUMO
Objetivo: Avaliar a influência do posicionamento vertical e horizontal do objeto dentro
da área do campo de visão nos valores de cinza de imagens obtidas no CBCT Kodak
9500.
Metodologia: Foi utilizando um simulador com 17 corpos de prova padronizados de
densidade homogênea. Foram realizados aquisições tomográficas ao longo de todo o
FOV do aparelho Kodak 9500 com variação da altura do posicionamento do simulador
a cada 5 mm. Ao final das aquisições, os valores de cinza foram medidos no software
Image J e os dados analisados estatisticamente pelo teste de ANOVA-1 way e o teste
post-hoc utilizado foi teste de Tukey, com nível de significância de 5%.
Resultados: Em relação ao posiconamento vertical dentro do FOV, as médias das
medidas nas diferentes alturas também apresentaram diferença estatística (p<0,001).
As altura s (cm) 10 e 10,5 só não diferem das médias das alturas 5,5 e 6, enquanto
as áreas 5,5 e 6 diferem das áreas 0; 0,5; 1; 1,5; 2; 2,5; 3; 7; 7,5; 8 e 8,5. As alturas
3,5; 4,5; 5 e 9,5 do FOV diferem de 0; 0,5; 1; 1,5; 2; 3;7; 7,5 e 8. A altura 4 difere de
0; 0,5; 1; 1,5; 2; 3; 7,5 e 8, e as alturas 2,5; 6,5; 8,5 e 9 diferem de 0; 0,5; 1 e 1,5; 3 e
8. Em relação ao posicionamento horizontal dos corpos de prova no FOV, observou-
se que foi significativo o valor de p (p<0,001), observa-se que os valores de cinza das
regiões externas não diferem entre si, porém, essas áreas diferem das médias dos
valores de cinza da região central e intermediária do FOV.
Conclusão: Variações na posição do objeto vertical e horizontalmente, dentro dos
limites da área do FOV, influenciam nos valores de cinza obtidos por meio de exames
de TCFC.
38
Palavras-chave: Campo de visão, Tomografia Computadorizada de Feixe Cônico,
Voxels
INTRODUÇÃO
O fato da tomografia computadorizada de feixe cônico (TCFC) ser
especificamente dedicada à imagem da região maxilofacial iniciou uma mudança de
paradigma nas avaliações de imagens 2D para aquisições 3D de dados e
reconstrução das imagens1 e seu emprego tem sido importante auxiliar na clínica
odontológica.
A tomografia computadorizada de feixe cônico baseia-se em uma exposição
única ao redor do volume a ser analisado e esta exposição incorpora todo o FOV
(campo de visão), necessitando de apenas uma sequência de rotação do aparelho
durante o exame para adquirir dados suficientes para a reconstrução das imagens1,2.
A divergência em formato piramidal ou cônico da fonte de radiação ionizante X é
direcionada para o centro da área de interesse e para um sensor digital localizado do
lado oposto à fonte. O conjunto de dados obtidos na exposição tomográfica
compreende um bloco volumétrico composto voxels, que representam um grau
específico de atenuação dos raios X expresso em valores numéricos em uma escala
de cinza3,4,5,6.
Embora os equipamentos de TCMD e TCFC permitam a abordagem da
densidade dos objetos escaneados, a TCFC não expressa fielmente os valores
absolutos do voxel, tendo em vista que sua atenuação dos raios X não é uniforme em
função do feixe de raios X divergir como um cone para o paciente ao invés de ser
colimado em um feixe em formato de leque como na TCMD, o que causa uma
39
distribuição não uniforme da intensidade do feixe entre o centro e o região marginal
do campo de radiação, contribuindo para uma escala de cinza heterogênea na TCFC
quando comparada com a TCMD, o que caracteriza uma relevante desvantagem
desse exame em relação à TCMD, uma vez que estudos têm demonstrado que a
relação entre a atenuação dos raios X e os valores de cinza de TCMD é linear 7,8,9,10.
Há diversos fatores que contribuem para a heterogeneidade dos valores de
cinza em TCFC, como o endurecimento do feixe, artefatos provenientes de materiais
metálicos e, principalmente, radiação secundária e a geometia do feixe de radiação.
Além dos algoritmos de reconstrução utilizados para obtenção das imagens.
O endurecimento do feixe resulta do aumento da energia média do feixe de
raios X ao atravessar um objeto. Artefatos são falhas técnicas que alteram o padrão
de densidade da imagem, não correspondendo ao objeto examinado. Uma importante
fonte de artefatos na formação de imagens de TCFC também pode ser atribuída à
geometria da projeção não ser ideal (fora do eixo) na maioria dos volumes de
interesse. A radiação secundária aumenta o ruído das imagens reconstruídas,
comprometendo a detecção de estruturas de baixo contraste. A quantidade de
radiação secundária na TCFC varia com os fatores de exposição, tamanho do FOV e
posicionamento do objeto no FOV11. Esta radiação dispersa é adicionada à radiação
primária do feixe de raios X, gerando superestimação da intensidade medida pelo
sistema e subestimação do coeficiente de atenuação do objeto, afetando os valores
de tons de cinza obtidos na imagem12, 13.
Além disso, a maioria dos algoritmos de reconstrução volumétrica utiliza uma
forma de algoritmo modificado de Feldkamp (FDK), que é uma aproximação da
transformada inversa de Radon, que assume a perpendicularidade entre o feixe de
40
raios X e o eixo de rotação (projeções paralelas em todos os pontos). Esta suposição
não é verdadeira na TCFC, em função do não paralelismo dos raios X nas secções
superiores e inferiores do volume reconstruído poder exceder 10º. Em ângulos
crescentes, o algoritmo FDK ainda funciona, mas com precisão reduzida5.
Com isso, o objetivo deste estudo foi avaliar a influência da localização
horizontal e vertical do objeto dentro do FOV nos valores de voxel em imagens de
tomografia computadorizada de feixe cônico.
MATERIAIS E MÉTODOS
Na realização deste estudo foi utilizado um simulador cilíndrico de acrílico, com
140 mm de diâmetro e 40 mm de altura, com 17 orifícios em uma de suas faces, sendo
um central e outros 16 em duas fileiras de 8 orifícios dispostos radialmente. Cada
orifício apresenta formato cilíndrico com diâmetro de 12,5 mm e altura 30 mm. Corpos
de prova de poliuretano com 12,5 mm x 5 mm com densidades físicas homogêneas
de 64 g/cc foram confeccionados e posteriormente inseridos e estabilizados
uniformemente na parte mais inferior do simulador, permitindo assim, padronização
de suas localizações axiais entre si. para obtenção das imagens tomográficas.
Para o posicionamento do simulador em relação a altura do FOV, foi utilizada
como referência a distância de sua base entre o feixe de laser que determina a área
de aquisição do volume, bem como o feixe de laser que determina o centro do FOV
do aparelho que devia estar sempre localizado no centro do simulador (Figura 1).
FIGURA 1
41
Inicialmente, o corpo de prova foi posicionado na parte mais inferior do laser e
foram realizadas sucessivas exposições, com reposicionamento dos corpos de prova
0,5cm acima do posicionamento utilizado na última aquisição e assim
sucessivamente, até atingir toda a extensão do FOV do aparelho (9,5 cm), além disso,
foram feitas duas aquisições até 1,0 cm além da altura do FOV.
Ao final das 22 aquisições de imagens variando o posicionamento dos corpos
de prova no eixo vertical em relação à posição do FOV, os arquivos das imagens
obtidas foram salvos no formato DICOM (Digital Imaging Comunication in Medicine).
e, posteriormente, foram analisados utilizando o software Image J (National Institutes
of Health, Maryland - EUA), em que cada arquivo foi aberto individualmente e foi
selecionado o corte axial obtido no centro de cada corpo de prova. Para a obtenção
do valor de cinza, utilizou-se uma ferramenta específica para esta função, denominada
ROI circular, de diâmetro 12 mm e os valores foram mensurados por meio do
histograma nos 17 corpos de prova, nas 22 posições do simulador (Figura 2), a fim de
permitir a comparação dos valores de tons de cinza entre si, a cada aquisição.
FIGURA 2
Ao final de toda as mensurações, os valores de tons de cinza foram tabulados
e analisados estatisticamente pelo teste Shapiro-Wilk para verificar a distribuição do
desfecho e através da ANOVA-1 way foram comparadas as médias. O teste post-hoc
utilizado foi teste de comparação múltipla de Tukey. Calcularam-se então as médias
e desvios-padrão das 17 áreas e das 22 alturas, cujos resultados foram realizados no
SPSS v. 18 com nível de significância de 5%.
RESULTADOS
42
Analisando os valores de cinza em relação ao posicionamento vertical dentro
do FOV, as médias das medidas nas diferentes alturas apresentaram diferença
estatística (p<0,001) conforme apresentado na Tabela 1. As alturas (cm) 10 e 10,5 só
não diferem das médias das alturas 5,5 e 6, enquanto as áreas 5,5 e 6 diferem das
áreas 2,5; 8,5; 7; 2; 7,5; 8; 0; 3; 0,5; 1 e 1,5.
As alturas 3,5; 4,5; 5 e 9,5 do FOV diferem de 7; 2; 7,5; 8; 0; 3; 0,5; 1 e 1,5. A
altura 4 difere de 2; 7,5; 8; 0; 3; 0,5; 1 e 1,5 e as alturas 6,5; 9; 2,5 e 8,5 diferem de 8;
0; 3; 0,5; 1 e 1,5.
TABELA 1
Em relação ao posicionamento horizontal dos corpos de prova no FOV,
observou-se que foi significativo o valor de p (p<0,001) para as médias das medidas
entre as áreas. Na tabela 2, observa-se que as áreas 10, 11, 12, 13, 14, 15, 16 e 17
não diferem entre si; estando todas representadas pela letra “c”, porém, essas áreas
diferem das médias das demais áreas. Nota-se também que as áreas 1, 2, 3 e 8
diferem da média da área 5.
TABELA 2
Com isso, nota-se que os valores de cinza obtidos dos corpos de prova dentro
e fora do FOV, de 0,0 cm a 9,5 cm e 10,0 e 10,5 cm, apresentaram diferenças
estatísticas entre eles em relação ao seu posicionamento vertical e horizontal dentro
do FOV do aparelho.
43
DISCUSSÃO
Com base nos resultados encontrados no presente estudo, pode-se observar
haver relação direta dos valores de cinza da imagem com seu posicionamento vertical
dentro do FOV, tendo em vista que encontramos diferenças estatísticas significantes
nos valores de cinza do objeto estudado em todas as alturas testadas de seu
posicionamento dentro da abrangência do FOV utilizado. Ressalta-se também que
nas análises das aquisições cujo posicionamento do objeto estava além da altura do
FOV (10 e 10,5 cm), houve formação de imagens com diferença estatística
significativa em valores de cinza, exceto quando comparadas a duas alturas (5,5 e 6,0
cm), dentre as outras realizadas. Em outro estudo4, foi encontrada diferença
estatística significante, com valores de voxel mais baixos, entre as posições 2 e 4 cm,
que estavam mais próximas do feixe central (3 cm), e as posições marginais, que
tenderam a aumentar os valores, enquanto na comparação entre as diferentes alturas
das mesmas inserções, eram quase todos significativamente diferentes, resultado
muito semelhante ao encontrado em nosso estudo. Segundo Nishino et al.4 este
resultado pode ser explicado com a justificativa de que quando a altura é alterada, há
também alteração no ângulo de incidência dos raios X que passam através do objeto.
O método mais popular para reconstrução de imagens de feixe cônico é o
chamado algorítmo de Feldkamp (FDK) que assume a perpendicularidade entre o
feixe de raios X e o eixo de rotação, reconstruindo bem as imagens no caso de feixes
cônicos com um pequeno angulo5,13. No entanto, o algoritmo de Feldkamp produziria
artefatos de imagem significativos, como a intensidade que cai longe do plano médio,
com ângulo de cone moderado ou grande, resultando em imprecisão nos valores de
cinza dos voxels das regiões mais superiores e inferiores do FOV como ocorreu no
presente estudo.
44
Outra variável analisada no presente estudo foi a influência do posicionamento
horizontal do objeto dentro do FOV, onde observamos que os valores de cinza se
apresentavam reduzidos quando os corpos de prova se encontravam na região central
do FOV (área 1). Os valores da região intermediária (áreas 2 a 9) apresentaram
valores de cinza maiores do que a região central, não havendo diferenças estatísticas
entre a região central e intermediária com exceção da área 5. Já os valores de cinza
dos corpos de prova posicionados na porção mais externa do FOV apresentaram
diferenças significativas (p<0,001) em comparação com os da região central e
intermediária. Este resultado é semelhante ao de Nishino et al.4 que também
encontraram que os valores de voxel no centro do módulo CTP486 utilizado no
trabalho foram significativamente mais baixos quando comparados aos outros 5 locais
presentes no objeto na mesma altura avaliada. Além disso, alguns dos valores de
voxel em locais fora do centro também foram significativamente diferentes entre si nas
mesmas alturas. Oliveira et al.6 verificaram que o valor de cinza variou
consideravelmente de acordo com a localização anatômica para as unidades NewTom
3G e NewTom 5G, e que a mesma concentração de K2HPO4 produziu valores de cinza
diferentes quando colocados em diferentes locais anatômicos dentro do simulador,
assim como no presente estudo. Por outro lado, o estudo de Garcia-Ramirez et al14.
relataram uniformidade nestes valores de cinza, em contraste ao nosso trabalho.
Um dos motivos para a ocorrência dos valores de cinza mais baixos na região
central do objeto, deve-se ao efeito do endurecimento do feixe de raios X. Dois tipos
de artefatos podem resultar deste efeito: áreas lineares de bandas escuras ou faixas
entre objetos densos na imagem e artefatos em taça5. Os artefatos em taça ocorrem
porque as áreas centrais de objetos densos são expostas aos raios X mais duros que
as áreas periféricas, resultando em uma imagem na qual um objeto uniformemente
45
denso parece ser menos denso (mais escuro, valores de cinza mais baixos) em seu
centro, assim como ocorrido no presente estudo, onde os valores de cinza da região
central apresentaram valores mais baixos que da região intermediária5.
Em relação aos valores de cinza da região mais externa do simulador,
encontramos valores de cinza muito baixos em relação à região central e
intermediária. Tal fato pode ser sido causado pelo fato phanton utilizado apresentar
um diâmetro menor que o diâmetro do FOV. Os softwares de reconstrução que usam
algoritmos como o algoritmo FDK incorporando a transformada de Radon5. A
transformada de Radon é uma abordagem analítica para a reconstrução do feixe
cônico que pressupõe que toda a atenuação de raios X ocorra dentro do volume
reconstruído. Da mesma forma que a exomassa (regiões do volume exposto que
encontram-se externamente ao FOV) podem influenciar nos valores de cinza dos
dados reconstruídos, o escaneamento de um objeto menor que o tamanho do FOV
também pode gerar artefatos que reduzam os valores de cinza nas bordas do volume
como observado no presente estudo, bem como no estudo de Oliveira et al.6 (2013).
Rodrigues et al.15 relataram que depois de controlar o tamanho FOV, exomassa,
posicionamento do objeto no FOV e a massa na fatia, o estudo mostrou que os valores
cinza obtidos nos exames TCFC são significativamente influenciados pelo tamanho
FOV. Contudo, Lagravère et al. 16 relataram que não haver diferenças estatisticamente
significativas com base nos locais (centro, direita, esquerda, superior e inferior) de um
objeto dentro do scanner de TCFC em termos de sua densidade.
CONCLUSÕES
46
Baseado nos resultados, podemos concluir que o posicionamento vertical do
objeto nas diferentes alturas dentro do FOV, influencia diretamente no valor de cinza
dos voxels desse mesmo objeto, produzindo valores de uma forma não-homogênea
ao longo de toda extensão do FOV. O posicionamento horizontal do objeto nas
diferentes regiões do FOV, influencia os valores de cinza obtidos por meio de exames
de TCFC, produzindo imagens com valores mais baixos na região central, valores
maiores na região intermediária e valores mais baixos ainda na região mais externa
do FOV.
REFERÊNCIAS
1. Scarfe WC, Farman AG. What is Cone-Beam CT and How Does it Work? Dent Clin
N Am 52 (2008) 707–730
2. Arai Y, Tammisalo E, Iwai K, et al. Development of a compact computed
tomographic apparatus for dental use. Dentomaxillofac Radiol. 1999; 28:245-248
3. Spin-Neto R, Gotfredsen E, Wenzel A. Impact of voxel size variation on CBCT-
based diagnostic outcome in dentistry: a systematic review. J Digit Imaging 2012; 26:
813–20. doi: 10.1007/s10278-012-9562-7
4. Nishino K, Tsujimoto T, Furukawa S. Influence of an object’s z-axis location and
location on the axial plane on the voxel value representation and uniformity in cone
beam computed tomography. Oral Surg Oral Med Oral Pathol Oral Radiol. 2014
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5. Molteni R. Prospects and challenges of rendering tissue density in Hounsfield units
for cone beam computed tomography. Oral Surg Oral Med Oral Pathol Oral Radiol.
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numbers in cone beam computed tomography. Oral Surg Oral Med Oral Pathol Oral
Radiol. 2013;115:558-564.
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7. Loubele M, Maes F, Schutyser F, Marchal G, Jacobs R, Suetens P. Assessment of
bone segmentation quality of cone beam CT versus multislice spiral CT: a pilot study.
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8. Mah JK, Danforth RA, Bumann A, Hatcher D. Radiation absorbed in maxillofacial
imaging with a new dental computed tomography device. Oral Surg Oral Med Oral
Pathol Oral Radiol Endod. 2003 Oct;96(4):508-13.
9. Valiyaparambil JV, Yamany Y, Ortiz D, et al. Bone quality evaluation: comparison of
CBCT and subjective surgical assessment. Int J Oral Maxillofac Implants.
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beam CT: a clinical application. Dentomax illofac Radiol. 2012;41:500 508.
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voxel values from cone-beam computed tomography for dental use in evaluating bone
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dimensional image reconstruction algorithm to reduce cone-beam artefacts.
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cm-bore X-ray computed tomography scanner designed for radiation oncology and
comparison with current diagnostic CT scanners. Int J Radiat Oncol Biol Phys.
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measurement and Hounsfield conversion in a NewTom 3G cone beam computed
tomography unit. Dentomaxillofac Radiol. 2008; 37:305-308
49
Tabelas Tabela 1: Comparação das médias (desvio padrão) dos valores de cinza em relação
ao posicionamento vertical dentro do FOV
Altura (cm) média (DP) min - máx
Altura 0 727,5 (106,1) fg 577,1 - 868,9
Altura 0,5 730,1 (102,5) fg 584,4 - 849,8
Altura 1 736,1 (84,2) g 609,9 - 845,5
Altura 1,5 739,2 (81,2) g 631,1 - 854,1
Altura 2 713,5 (75,7) efg 601,3 - 832,5
Altura 2,5 694,9 (89,1) cde 532,5 - 841,5
Altura 3 729,5 (63,4) fg 609,4 - 804,5
Altura 3,5 663,5 (65,7) bc 582,6 - 774,9
Altura 4 668,6 (53,1) bcd 579,3 - 734,3
Altura 4,5 663,9 (64,6) bc 557,5 - 746,5
Altura 5 664,0 (63,2) bc 572,7 - 752,6
Altura 5,5 652,0 (60,4) ab 565,8 - 737,3
Altura 6 657,0 (65,0) ab 555,3 - 739,0
Altura 6,5 679,5 (60,7) bcde 591,9 - 776,2
Altura 7 702,9 (58,9) defg 603,6 - 777,5
Altura 7,5 716,3 (46,3) efg 637,3 - 781,6
Altura 8 722,5 (43,0) fg 658,0 - 784,0
Altura 8,5 697,5 (61,5) cde 615,1 - 792,0
Altura 9 685,4 (77,3) bcde 572,2 - 792,6
Altura 9,5 665,0 (68,7) bc 582,7 - 755,2
Altura 10 621,9 (73,2) a 510,3 - 704,5
Altura
10,
5
624,1 (71,3) a 501,7 - 714,4
ANOVA-1 way (p<0,001). Letras distintas representam médias estatisticamente diferentes
50
Tabela 2: Comparação das médias (desvio padrão) dos valores de cinza em relação ao
posicionamento horizontal dentro do FOV
Área média (DP)
min - máx
Área 1 729,7 (48,8) b 662,3 - 825,3
Área 2 744,1 (38,7) b 698,5 - 836,5
Área 3 741,7 (41,0) b 691,9 - 837,7
Área 4 750,6 (55,5) ab 667,0 - 868,9
Área 5 777,2 (45,3) a 683,4 - 854,1
Área 6 752,3 (48,6) bc 663,0 - 845,5
Área 7 746,7 (42,4) ab 673,5 - 829,3
Área 8 739,4 (40,5) b 676,2 - 821,0
Área 9 748,0 (36,2) ab 703,8 - 823,5
Área 10 619,2 (40,1) c 559,3 - 702,0
Área 11 608,2 (42,1) c 532,5 - 671,8
Área 12 612,3 (50,1) c 539,2 - 722,3
Área 13 634,8 (58,0) c 530,6 - 748,7
Área 14 624,6 (58,0) c 501,7 - 725,6
Área 15 628,2 (43,2) c 545,1 - 715,5
Área 16 626,3 (40,6) c 557,5 - 716,7
Área 17 627,0 (39,9) c 569,7 - 713,4
ANOVA-1 way (p<0,001). Letras distintas representam médias estatisticamente diferentes.
51
Figuras
Figura 1: Posicionamento do simulador e corpos de prova em relação aos feixe de laser do aparelho
Figura 2: (A) Imagem obtida a partir de uma aquisição tomográfica, com seleção da região a ser
analisad;. (B) Obtenção da média e desvio padrão dos valores de cinza no software Image J.
A B
52
ANEXO
DentoMaxilloFacial Radiology (Qualis A1)
Preparing your submission
For guidelines regarding word count, figure/table count and references for all DMFR article types see here.
Authors' names and affiliations should not appear anywhere on the manuscript pages or the images (to ensure
blind peer-review).
Teeth should be designated in the text using the full English terminology. In tables and figures individual teeth can
be identified using the FDI two-digit system, i.e. tooth 13 is the first permanent canine in the right maxilla region.
Author contribution statement
Title page
Abstract
Main text
References
Tables
Figures
Appendices
Supplementary material
Units, symbols and statistics
Author contribution statement DMFR requires that an author contribution statement accompany each submission, outlining the contributions of each author towards the work. A template statement can be downloaded here.
DMFR requires that for all submitted papers:
All the authors have made substantive contributions to the article and assume full responsibility for its content; and
All those who have made substantive contributions to the article have been named as authors.
The International Committee of Medical Journal Editors recommends the following definition for an author of a
work, which we ask our authors to adhere to:
Authorship be based on the following 4 criteria [1]:
Substantial contributions to the conception or design of the work; or the acquisition, analysis, or interpretation of data for the work; AND
Drafting the work or revising it critically for important intellectual content; AND
Final approval of the version to be published; AND
Agreement to be accountable for all aspects of the work in ensuring that questions related to the accuracy or integrity of any part of the work are appropriately investigated and resolved.
1 The International Committee of Medical Journal Editors, Roles and Responsibilities of Authors, Contributors, Reviewers, Editors, Publishers, and
Owners: Defining the Role of Authors and Contributors, http://www.icmje.org/roles_a.html
Title page The title page is a separate submission item to the main manuscript and should provide the following information:
Title of the paper. Abbreviations other than CT or MRI should not be used in the title.
A shortened version of the title (no more than 70 characters in length, including spaces) should be provided for use as the running head. Abbreviations are permissible.
53
Type of Manuscript (see all types of manuscript)
Author names should appear in full (in the format: "first name, initial(s), last name), qualifications and affiliations.
Statement indicating any source of funding or financial interest where relevant should be included.
A cover letter or statement can be included into the title page, but please note this is not a compulsory item.
Blind title page
A blind title page should be included with the full manuscript, giving only the title (i.e. without the authors’ names
and affiliations), for use in the peer-review process.
Abstract The abstract should be an accurate and succinct summary of the paper, not exceeding 250 words. For papers containing research: the abstract should be constructed under the following subheadings:
Objectives;
Methods;
Results;
Conclusions.
These subheadings should appear in the text of the abstract and the abstract should not contain references. The abstract should: indicate the specific objective or purpose of the article; describe the methods used to achieve the objective, stating what was done and how it was done; present the findings of the methods described – key statistics should be included; present the conclusion of the study based solely on the data provided, and highlight the novelty of the work.
Beneath the abstract please select up to 5 keywords from the current Medical Subject Headings (MeSH).
Main text Please organise your paper in a logical structure with clear subheadings to indicate relevant sections. It is up to the authors to decide the specific nature of any subheadings as they see fit. Research papers typically follow the structure:
Introductory section;
Methods and materials/patients;
Results;
Discussion;
Conclusion;
Acknowledgments (if relevant).
Present results in a clear logical sequence. The conclusions drawn should be supported by the results obtained
and the discussion section should comment critically on the findings and conclusions as well as any limitations of
the work.
Acknowledgments should be brief and should indicate any potential conflicts of interest and sources of financial
support.
An appendix may be used for mathematical formulae or method details of interest to readers with specialist
knowledge of the area.
In addition:
Avoid repetition between sections.
Avoid repetition of text featured in tables and the main body of the article.
Abbreviations and acronyms may be used where appropriate, but must always be defined where first used.
The names and locations (town, country) of manufacturers of all equipment and non-generic drugs must be given.
Avoid the use of footnotes.
54
Use SI units throughout the text (Grays, Sieverts not RADs and REMs).
References
Authors are responsible for the accuracy of the references. Only papers closely related to the work should be cited; exhaustive lists should be avoided. All references must appear both in the text and the reference list.
References should follow the Vancouver format.
In the text, references are cited in numerical order as superscript numbers starting at 1. The superscript numbers are placed AFTER the full point.
At the end of the paper they should be listed (double-spaced) in numerical order corresponding to the order of citation in the text.
A reference cited in a table or figure caption counts as being cited where the table or figure is first mentioned in the text.
Papers in press may be included in the list of references.
Do not include references to uncompleted work or work that has not yet been accepted for publication. Abstracts and/or papers presented at meetings not in the public domain should not be included as references.
References to private communications should be given only in the text (i.e. no number allocated). The author and year should be provided.
If there are 6 or fewer authors, list them all. If there are 7 or more, list the first 6 followed by et al.
Abbreviations for titles of medical periodicals should conform to those used in the latest edition of Index Medicus.
The first and last page numbers for each reference should be provided.
Abstracts and letters must be identified as such.
Examples of references:
Journal article:
Gardner DG, Kessler HP, Morency R, Schaffner DL. The glandular odontogenic cyst: an apparent entity. J Oral
Pathol 1988; 17:359–366.
Journal article, in press:
Dufoo S, Maupome G, Diez-de-Bonilla J. Caries experience in a selected patient population in Mexico City.
Community Dent Oral Epidemiol (in press).
Complete book:
Kramer IRH, Pindborg JJ, Shear M. Histological typing of odontogenic tumours (2nd edn). Berlin: Springer Verlag,
1992.
Chapter in book:
DelBalso AM, Ellis GE, Hartman KS, Langlais RP. Diagnostic imaging of the salivary glands and periglandular
regions. In: DelBaso AM (ed). Maxillofacial imaging. Philadelphia, PA: WB Saunders, 1990, pp 409–510.
Abstract:
Mileman PA, Espelid I. Radiographic treatment decisions - a comparison between Dutch and Norwegian
practitioners. J Dent Res 1986; 65: 609 (Abstr 32).
Letter to the Editor:
Gomez RS, de Oliveira JR, Castro WH. Spontaneous regression of a paradental cyst. Dentomaxillofac Radiol
2001; 30: 296 (letter).
Journal article on the internet:
Abood S. Quality improvement initiative in nursing homes: the ANA acts in an advisory role. Am J Nurs [serial on
the Internet]. 2002 Jun [cited 2002 Aug 12];102(6):[about 3 p.]. Available from:
http://www.nursingworld.org/AJN/2002/june/Wawatch.htm.
Homepage/Web site:
Cancer-Pain.org [homepage on the Internet]. New York: Association of Cancer Online Resources, Inc.; c2000-01
[updated 2002 May 16; cited 2002 Jul 9]. Available from: http://www.cancer-pain.org/.
Tables
55
Tables should be referred to specifically in the text of the paper but provided as separate files.
Number tables consecutively with Arabic numerals (1, 2, 3, etc.), in the order in which they appear in the text.
Give each table a short descriptive title.
Make tables self-explanatory and do not duplicate data given in the text or figures.
Aim for maximum clarity when arranging data in tables. Where practicable, confine entries in tables to one line (row) in the table, e.g. “value (±sd) (range)” on a single line is preferred to stacking each entry on three separate lines.
Ensure that all columns and rows are properly aligned.
Include horizontal rules at the top and bottom of a table and one below the column headings. If a column heading encompasses two or more subheadings, then the main headings and subheadings should be separated by a single short rule. No other rules should be included, neither horizontal nor vertical.
Appropriate space should be used to separate columns. Rows should be double-spaced.
A table may have footnotes if necessary. These should be referred to within the table by superscript letters, which will then also be given at the beginning of the relevant footnote. Begin each footnote on a new line. A general footnote referring to the whole table does not require a superscript letter.
Define abbreviations in tables in the footnotes even if defined in the text or a previous table.
Submit tables as editable text.
Figures Figures should be referred to specifically in the text of the paper.
Number figures consecutively using Arabic numerals (1, 2, 3, etc.) and any figure that has multiple parts should be labelled alphabetically (e.g. 2a, 2b).
Concise, numbered legend(s) should be listed on a separate sheet. Avoid repeating material from the text.
Abbreviations used in figures should be defined in the caption.
Labelling of artwork should be Arial 8 point font.
Ideally, figure sizes should be 84 mm wide, 175 mm wide or the intermediate width of 130 mm.
Files
Supply image files in EPS, TIFF, PDF or JPEG format.
TIFF is preferred for halftones, i.e. medical images such as radiographs, MR scans etc.
EPS is preferred for drawn artwork (line drawings and graphs).
For JPEG files, it is essential to save at maximum quality, i.e. “10”, to ensure that quality is satisfactory when the files are eventually decompressed.
Files supplied in Word, PowerPoint or Excel may prove acceptable, but please supply in EPS, TIFF or JPEG if practicable. Other formats will not be usable.
Do not supply GIF files – GIF is a compressed format that can cause quality problems when printed.
Upload each figure separately and numbered.
Colour
Unless essential to the content of the article, all illustrations should be supplied in black and white with no colour (RGB, CMYK or Pantone references) contained within them.
The cost of reproduction of colour images will be charged to the author at the following rates: £300 for one colour image, £500 for two colour images and £100 for each subsequent additional colour image. All prices are exclusive of UK VAT.
Images that do need to be reproduced in colour should be saved in CMYK, with no RGB or Pantone references contained within them.
Resolution
Files should be saved at the appropriate dpi (dots per inch) for the type of graphic (the typical screen value of 72 dpi will not yield satisfactory printed results). Lower resolutions will not be usable.
Line drawings – save at 800 dpi (or 1200 dpi for fine line work).
56
Halftone and colour work – save at 300 dpi.
Composition
The image should be cropped to show just the relevant area (i.e. no more than is necessary to illustrate the points made by the author whilst retaining sufficient anatomical landmarks). The amount of white space around the illustration should be kept to a minimum.
Supply illustrations at the size they are to be printed, usually 76 mm wide (single column of text) or for especially large figures 161 mm (two columns of text).
Annotations, e.g. arrows, should be used to indicate subtle but salient points. All annotations should be included within the images supplied.
Patient identification must be obscured.
Additional points to note:
Do not put a box around graphs, diagrams or other artwork.
Avoid background gridlines unless these are essential (e.g. confidence limits).
Fonts should be Adobe Type 1 standard – Helvetica or Times are preferred.
Ensure that lettering is appropriately sized – should correspond to 8 or 9 pt when printed.
Include all units of measurement on axes.
All lines (e.g. graph axes) should have a minimum width of ¼ pt (0.1 mm) otherwise they will not print; 1 pt weight is preferable.
Avoid using tints (solid black and white or variations of crosshatching are preferred), but any tints that are used must be at a minimum 5% level to print (but do not use too high a tint as it may print too dark).
Do not use three-dimensional histograms when the addition of a third dimension gives no further information.
Appendices
Appendices should be used to include detailed background material that is essential for the understanding of the
manuscript e.g. statistical analyses, very detailed preliminary studies, but which is too comprehensive to include
as part of the main text.
Where possible, authors are encouraged to include all relevant material in the main body of the text, however, if
an appendix is necessary it should be supplied as a separate file. If more than one appendix is included, these
should be identified using different letters.
An appendix may contain references, but these should be listed separately and numbered A1, A2, etc.
Appendices must be referred to in the main text in the relevant section.
Supplementary material
Supplemental material is intended for material that would add value to your manuscript but is not essential to the
understanding of the work. Supplementary material is typically used for including material that can not be
accommodated in print form, for example multimedia files such as dynamic images, video/audio files etc.
There are no restrictions on supplementary file formats, though it is recommended that authors choose file types
that the majority of readers will be able to open e.g.
Text/Data: PDF, Word, Excel, Powerpoint, .txt
Graphics: TIF, PNG, JPEG, GIF
Video: AVI, MOV, MP4, MPEG, WMV
Audio: mp3, m4a
Units, symbols and statistics Authors should use the International System of Units (SI) [1]. Units of radiation should be given in SI, e.g. 1 Sv, 1 Gy, 1 MBq. Exceptions are mmHg for blood pressure and g dl–1 for haemoglobin. For guidance, authors can refer to the publication Units, Symbols and Abbreviations. A guide for medical and scientific authors [2].
All radiation factors (dose/time/fractionation) must be listed.
Equations should be numbered (1), (2) etc. to the right of the equation. Do not use punctuation after equations.
57
Do not include dots to signify multiplication – parameters should simply be typed closed up, or with a multiplication sign if necessary to avoid ambiguity.
Statistical Guidelines
The aim of the study should be clearly described and a suitable design, incorporating an appropriate number of
subjects, should be used to accomplish the aim. It is frequently beneficial to consult a professional statistician
before undertaking a study to confirm it has adequate power, and presentation of a power calculation within the
paper demonstrates the ability of the study to detect clinically or biologically meaningful effects.
Details should be provided on selection criteria, whether data were collected prospectively or retrospectively, and
any exclusions or losses to follow-up that might affect the study population. Information on subject characteristics
in groups being compared should be given for any factors that could potentially bias the comparison of the
groups; such information is often best presented in a tabular format in which the groups are in adjacent columns.
If the study was randomized, details of the randomization procedure should be included.
Measures of variation should be included for all important results. When means are presented, the standard
deviation or the standard error of the mean should also be given, and it should be clear which of these two
measures is being quoted. When medians are given, measures of variation such as the interquartile range or
overall range should also be included. Estimates of differences, e.g. between two means being compared, should
be provided with 95% confidence limits to aid the reader and author to interpret the results correctly. Note that
estimation of the size of effects, e.g. treatment or prognostic factor effects, is as important as hypothesis testing.
Statistical procedures should be described and referenced for all p-values given, and the values from which they
were derived should be included. The validity of statistical procedures should also be confirmed, e.g. the t-test
requires normal distribution(s) in the basic data and the chi-squared test is not valid when the expected numbers
in cells are less than 5. Data may sometimes be transformed, e.g. using a log or square root transformation, to
achieve normality. Non-parametric tests should be used when the conditions for normality are not met. It should
be noted, however, that the Wilcoxon signed rank test (the non-parametric equivalent of the paired t-test) is semi-
quantitative. If more than two groups are being compared then an analysis of variance should be performed
before undertaking comparisons of pairs of groups. You are advised to seek the help of a professional statistician
if you are uncertain of the appropriateness or interpretation of statistical methods.
Analysis of repeated measurements on the same subject can give rise to spurious results if comparisons are
made at a large number of different time points. It is frequently preferable to represent each subject’s outcome by
a single summary measure chosen for its appropriateness. Examples of such measures are the area under the
curve, the overall mean, the maximum or minimum, and the time to reach a given value. Simple statistics can
then be applied to these summary measures.
The results of the evaluation of a test procedure should state clearly the criteria used to define positivity, and the
sensitivity, specificity, positive predictive value and negative predictive value should all be quoted together with
their 95% confidence limits.
1. Goldman DT, Bell RJ, eds. The International System of Units (SI). 5th edn. London, UK: HMSO; 1987.
2. Baron DN, ed. Units, symbols and abbreviations. A guide for medical and scientific authors. 5th edn. London,
UK: Royal Society of Medicine Press; 1994.