Ao se utilizar modalidades de imagens médicas como ferramenta de análise da estrutura trabecular, deve-se ter em mente as características físicas, mecânicas e elétricas sobre as quais se baseia o funcionamento dessas modalidades. Especificamente, no que se
refere ao uso de equipamentos que operam com radiações ionizantes, deve-se considerar questões como energia da radiação eletromagnética, resolução do sistema, fontes produtoras de ruído, resposta dos diversos transdutores de energia envolvidos, entre outras. No momento em que se conhece tais características, é possível estabelecer as condições e os recursos necessários para a operacionalização dos dados de forma a se obter informações que permitam estabelecer conclusões a respeito das análises desenvolvidas.
O êxito na avaliação de estruturas trabeculares a partir de imagens tomográficas depende fortemente da resolução dessas imagens. A importância da aplicação da tomografia computadorizada no estudo da estrutura trabecular reside no fato de que informações adicionais podem ser obtidas e usadas para melhor discriminar indivíduos saudáveis dos pacientes portadores de doença óssea. Em pessoas saudáveis, a espessura das trabéculas vertebrais varia de 0,1 mm a 0,4 mm. Essas trabéculas estão interconectadas para produzir espaços de tecido esponjoso na ordem de 0,75 mm, mas podem variar de 0,2 mm a 2 mm. Em pacientes osteoporóticos, as trabéculas tornam-se mais finas e espaçamentos esponjosos maiores são encontrados devido à remoção de trabéculas inteiras [70].
Estudos anteriores demonstram a existência de relação muito próxima entre valores histomorfométricos, advindos de análises microscópicas, e medições de comprimento realizadas sobre imagens tomográficas da porção distal do rádio e da tíbia. Todavia, os parâmetros de comprimento trabecular obtidos a partir de imagens tomográficas, para serem interpretados diretamente como indicadores de estrutura, requerem simulação em duas e três dimensões por meio de modelos da arquitetura trabecular [70].
Em sistemas de imagem de alta resolução, onde a espessura trabecular é maior, ou da mesma ordem de grandeza que o tamanho do pixel, as formas de cálculos de parâmetros arquiteturais levam a valores muito precisos. Entretanto, em sistemas de imagens médicas realizadas “in vivo”, onde a espessura da trabécula é da mesma ordem, ou menor, que a resolução do tamanho do pixel, os parâmetros resultantes são denotados com o termo “aparente” [57].
Em equipamentos tomográficos clínicos, o ajuste da colimação pode fornecer cortes de espessura a partir de 0,5 mm. Já foram realizados estudos com imagens axiais da porção distal do rádio, as quais foram reconstruídas por projeção posterior filtrada sobre matrizes quadradas de 256 pixels, resultando em um pixel (ou voxel) de 0,33 mm de tamanho. Um pixel de 0,33 mm permite uma visualização da estrutura trabecular da região distal do rádio [70]. Ao se levantar o histograma da distribuição das escalas de cinza dessas imagens (ou dos coeficientes de atenuação linear dos tecidos expostos aos raios X), percebe-se uma
apresentação gaussiana tipicamente trimodal, na qual o pico predominante mais à esquerda corresponde aos tecidos moles, o segundo, ao osso trabecular e o terceiro, ao osso cortical (vide Figura 33) [70].
Um problema peculiar na obtenção de imagens “in vivo” é a movimentação do paciente. O movimento durante a aquisição das imagens, mesmo numa escala submilimétrica, pode causar artefatos significativos que prejudicam as informações estruturais obtidas [57]. Como forma de recomendação, o primeiro passo no sentido de assegurar a mesma localização do volume sob análise é manter constante a posição relativa entre pacientes, ou do próprio paciente em aquisições sequenciais. Este passo é importante, na medida em que dados de densidade, orientação e características estruturais do osso são altamente dependentes da localização [57].
Figura 33 - Histograma do coeficiente de atenuação linear obtido a partir de tomografia computadorizada da porção distal do rádio [70]
Conforme discutido, em se tratando de sistemas que produzem e manipulam imagens, deve-se considerar as fontes de interferência e ruído, que podem comprometer a qualidade do produto final. Nas imagens radiológicas de estruturas ósseas, é muito comum observar-se o ruído de alta frequência, que aparece contido naqueles pixels cujo valor de cinza desvia-se muito dos valores da vizinhança. As imagens de estruturas trabeculares são levemente nubladas; assim sendo, espera-se que a parte de alta frequência da imagem não contenha informação relevante. As regiões da imagem contendo informações de alta frequência podem
ser produzidas por ruído quântico da fonte de raios-X, pelo ruído térmico proveniente dos sistemas eletrônicos, ou em virtude das flutuações da alimentação elétrica. A aplicação de um filtro adequado, como o de média, pode suprimir esses efeitos [98].
O ruído de baixa frequência pode ser definido como variações nos valores de cinza observadas sobre distâncias maiores. Essas variações são devidas a diversas fontes, como por exemplo:
a) estruturas anatômicas: osso cortical, músculos e tecido gorduroso com espessuras variadas projetados sobre a imagem radiográfica;
b) inomogeneidades radiológicas: a intensidade do feixe de raios-X pode mostrar variações em diferentes regiões [98].
Após a filtragem dos ruídos de baixa e alta frequência, uma região de interesse que contemple somente a estrutura trabecular pode ser visualizada na forma de uma rede clara (mineralizada) sobre um fundo escuro (tecido mole). Ao obter-se essa imagem, pode-se levantar o seu histograma, que é a distribuição das frequências dos valores dos tons de cinza, ou da atenuação linear dos tecidos. Conforme observado na Figura 25, o histograma da imagem da área trabecular mostra um pico proeminente, geralmente simétrico, relativo às áreas claras da imagem e outro, menos definido, referente às regiões escuras. Essa apresentação é causada pelo baixo contraste da imagem, devido às suaves transições entre as áreas claras e escuras e pela remoção do ruído de baixa frequência. A posição do pico indica o valor de cinza de máxima ocorrência. Este valor pode ser selecionado como valor de limiar para dividir a imagem em rede trabecular e tecido mole, fornecendo igual ponderação aos detalhes que representam a estrutura das trabéculas e da medula. Pixels com valor de cinza abaixo do limiar são considerados como pertencentes à malha escura (medula) e são codificados com a cor escura. Os pixels restantes constituem a rede de trabéculas e são codificados com a cor clara. Essa segmentação da imagem define a estrutura trabecular que será posteriormente analisada pelos algoritmos computadorizados [98].
Como se pode perceber, o levantamento do histograma, mostrando a distribuição das frequências das componentes da escala de cinza contidas na imagem óssea, é de grande importância para o desenvolvimento do processo de segmentação (separação) dos tecidos contidos na imagem. Além da forma de segmentação acima proposta, para efeito de definição do limiar de corte com o objetivo de discriminar o tecido mole do tecido ósseo, alguns pesquisadores determinam uma área de interesse contendo somente tecido mole em uma amostragem com diversos indivíduos (por exemplo, n = 10). Para cada indivíduo, é definido o valor médio da atenuação do tecido mole, adotando-se como limiar de corte o coeficiente de
atenuação linear correspondente a dois desvios padrão acima do valor do coeficiente médio do tecido mole. A seguir, pode-se calcular a média desses valores para o restante dos indivíduos da amostra, a qual fica considerada como limiar fixo para todas as imagens [70].
Assim sendo, antes de se aplicar os algoritmos de análise óssea, deve-se aumentar o contraste da imagem para possibilitar uma adequada visualização da morfologia e da topologia da estrutura trabecular, de sorte a ressaltar os finos detalhes que possam ter sido borrados durante o processo de aquisição da imagem. Na prática, isso significa atribuir uma representação binária a distribuição dos tecidos, segmentando a imagem em duas fases (mineral e tecido mole), o que pode ser feito por meio da aplicação de um limiar de corte global. Em consequência, o histograma da imagem segmentada adquire a forma bimodal, mostrando um pico de frequências para o tecido mole e outro, para o mineralizado [70].
Quando o interesse da análise concentra-se na conectividade da estrutura, recomenda- se proceder também a esqueletização, ou afinamento, das lâminas trabeculares. Para tanto, faz-se uma erosão da imagem binária até que uma linha central de 1 pixel de espessura permaneça. Nesse processo, nenhum pixel que possa quebrar a conectividade local deve ser retirado [70]. Um afinamento homogêneo de uma estrutura trabecular, apesar de comprometer os parâmetros de escala (morfológicos), não afeta a sua topologia. O processo de esqueletização contribui para a adequada análise dos mecanismos da osteoporose que envolvem a ação osteoclástica gradual, que pode levar a fenestração de lâminas trabeculares e a desconexão de travessas inteiras [57].