Tomografia Computadorizada

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Professor.: Ricardo Pereira e-mail.: rad_rick@hotmail.com 
TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA 
 
BIOIMAGEM 
 
Em um setor de Bioimagem poderemos encontrar vários serviços de 
diagnóstico. Existem diversas formas e aparelhos que podem ser utilizados 
para obtenção de imagens de partes do corpo, órgãos e sistemas do paciente 
que irão ajudar em um diagnóstico mais preciso. 
Nem todos os aparelhos emitem ou utilizam a Radiação Ionizante. 
Temos como exemplo o Ultra-som e a Ressonância Magnética. 
Os aparelhos que emitem radiações (raios-X) para obtenção de imagens são 
os Tomógrafos Computadorizados, Mamógrafos e aparelhos de raios-X 
convencionais. 
Outro serviço é o da Medicina Nuclear que para obter as imagens utiliza 
radioisótopos como fontes de radiação onde o aparelho irá captar esta radiação 
que foi introduzida no organismo do paciente formando assim as imagens. 
A aplicação da radiação para fins diagnósticos teve origem com a 
descoberta dos raios-X em 1895 pelo físico Wilhelm Conrad Roentgen, na 
Alemanha. Por muito tempo os raios-X foram usados como método básico e 
único de formação de imagens médicas. 
Os raios-X fazem parte do espectro das ondas eletromagnéticas. São 
produzidos no interior da ampola, que é um envoltório que encerra sob vácuo 
todos os elementos envolvidos no processo. 
Os raios-X saem da ampola por uma abertura direcionada para o 
paciente, atravessam o paciente, sendo atenuados ou desviados, dependendo 
da natureza dos tecidos; 
Os raios-X, então, serão captados para produção da imagem, seja 
diretamente por um filme fotossensível no interior de um chassi fotográfico, no 
caso da radiografia simples, seja por detectores que quantificam a intensidade 
radiológica recebida e a transmitem para um processador que formará a 
imagem posteriormente (tomografia computadorizada). 
 
DEFINIÇÃO 
 
Do grego tome, corte + graphein, escrever. Procedimento radiológico de 
reconstrução informática da imagem de um corte do corpo a partir de uma série 
de análises de densidade efetuadas pela oscilação e/ou rotação do conjunto de 
tubos de raios X detectores. 
A tomografia computadorizada (TC) é um dos métodos de exame mais 
confiáveis e seguros disponíveis atualmente. É rápida, simples e totalmente 
indolor. A TC se constitui num aparelho de Raios X muito mais complexo que o 
convencional. Uma imagem de Raios X normal é plana, sendo que o paciente 
fica posicionado entre o tubo ou ampola que emite Raios X e o filme fotográfico 
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que receberá esses raios. O que se obtém é uma projeção em duas dimensões 
do interior do corpo do paciente. Nas máquinas de tomografia a ampola que 
emite os Raios X gira totalmente em volta do corpo do paciente e, a medida em 
que gira, emite Raios X em 360° graus, ou seja, fazendo uma circunferência 
completa em torno do paciente. Na TC os Raios-X são concentrados num feixe 
estreito que passa apenas por uma pequena parte (fatia) do corpo. 
Ao contrário da tomografia linear, onde a imagem de um corte fino é 
criada mediante borramento da informação de regiões indesejadas, a imagem 
da TC é construída matematicamente usando dados originados apenas da 
seção de interesse. A geração de tal imagem é restrita a cortes transversais da 
anatomia que são orientados essencialmente perpendiculares à dimensão axial 
do corpo. A reconstrução da imagem final pode ser realizada em qualquer 
plano, mas convencionalmente é realizada no plano transaxial. 
 
INTRODUÇÃO / HISTÓRICO 
As duas principais 
qualidades dos Raios-X em 
termos de aplicação clínica são a 
enorme resolução espacial e 
capacidade de documentação 
panorâmica da região irradiada. 
Por outro lado, a radiografia 
simples não consegue mostrar 
diferenças muito sutis de 
densidade tecidual, sendo difícil 
visibilizar diferenças dentre as 
partes de um mesmo órgão, por exemplo. 
Para vencer este obstáculo, vários tipos de exames contrastados foram 
idealizados e utilizados durante décadas, como, por exemplo, a 
pneumoventriculografia, a ventriculografia iodada e a angiografia. Porém, a 
introdução destes meios de contraste torna o exame invasivo e não isento de 
morbidade. Por esta razão, é contínua a busca de novos métodos de 
diagnóstico cada vez menos invasivos e com maior capacidade de 
visibilização. Neste sentido, na década de 70, foi introduzido na prática clínica 
dois métodos extremamente poderosos, a tomografia computadorizada (TC) e 
a ultrasonografia, os quais, pela primeira vez, permitiram a visibilização do 
parênquima cerebral, ao invés de informações indiretas, como o desvio de 
vasos ou de ventrículos. 
A idealização da TC foi decorrente da dificuldade de se documentar uma 
estrutura oculta dentro da cavidade craniana. A invenção do método é atribuída 
a Hounsfield, um engenheiro inglês da empresa E.M.I., que iniciou seus 
trabalhos no final da década de 60 juntamente com o Físico Alan Cormak e, em 
1973 apresentou os primeiros resultados clínicos. 
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O primeiro experimento surgiu em 1961, com Oldendorf, buscando 
determinar se densas estruturas, internas ao objeto estudado poderia ser 
isoladas na imagem, construiu um phantom a partir de um bloco plástico 
medindo 10x10x4 cm com pregos de ferro inseridos em seu interior, para 
representar o contorno do crânio e mais dois pregos, um de alumínio e outro de 
ferro para representar massas internas. 
Utilizando uma fonte emissora de fótons I-131 colimada estreitamente, 
como um “feixe caneta”; um detector de sódio iodado para coletar as 
informações e um trilho por onde o phantom movimentaria-se, em um único 
sentido com velocidade constante. Oldendorf conseguiu através desse 
experimento relativos avanços para a época, mas limitado pela tecnologia não 
conseguiu armazenar os dados. 
Em 1967, a partir do modelo inicial montado por Hounsfield, os 
equipamentos evoluíram para se tornar cada vez mais rápidos e precisos, de 
maneira que, a cada avanço técnico significativo se denominou uma “geração”. 
 
CRONOLOGIA RESUMIDA DO DESENVOLVIMENTO DA TC 
 1917 – J.Radon: desenvolveu o instrumental 
matemático para a reconstruçao de um objeto a partir 
do conjunto de suas projeções (teoria gravitacional) 
 1961- Oldendorf e 1963- Cormack: desenvolveram o 
conceito de TC em modelos de laboratório; 
 1967 – Hounsfield começa a trabalhar no projeto do TC 
 1968 – Kuhl e Edwards construiram um scaner 
mecânico em medicina nuclear; 
 1971 – Começam os estudos clínicos com TC, 
juntamente com Ambrose; 
 1973 (abril) - Apresentação dos resultados no Annual 
Congress of the British Institute of Radiology 
 
Vantagens em relação a Radiografia Convencional 
 
 A TC tem três vantagens gerais importantes sobre a radiografia 
convencional. A primeira é que as informações tridimensionais são 
apresentadas na forma de uma série de cortes finos na estrutura interna da 
parte em questão. Como o feixe de raios-x está rigorosamente colimado para 
aquele corte em particular, a informação resultante não é superposta por 
anatomia sobrejacente e também não é degradada por radiação secundária e 
difusa de tecidos fora do corte que está sendo estudado. 
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 A segunda é que o sistema é mais sensível na diferenciação de tipos de 
tecido quando comparado com a radiografia convencional, de modo que 
diferenças entre tipos de tecidos podem ser mais claramente delineadas e 
estudadas. A radiografia convencional pode mostrar tecidos que tenham uma 
diferença de pelo menos 10% em densidade, enquanto a TC pode detectar 
diferenças de densidade entre tecidos de 1% ou menos. Essa detecção auxilia 
no diagnóstico diferencial de alterações, tais como uma massa sólida de um 
cisto ou, em alguns casos, um tumor benigno de um tumor maligno. 
 Uma terceira vantagem é a habilidade para manipular e ajustar a 
imagem após ter sido completada a varredura, como ocorre de fato com toda a 
tecnologia digital. Essa função inclui características tais como ajustes de brilho, 
realce de bordos e zoom (aumentando áreas especificas). Ela também permite 
ajuste do contraste ou da escala de cinza, o que é chamado de “ajuste de 
janela” para melhor visualização da anatomia de interesse. 
 
Estrutura e funcionamento de um tomógrafo 
 
Um tomógrafo e 
formado por um tubo de RX 
conectado mecanicamente e 
eletronicamente a um sistema 
de detectores. Este conjunto 
gira 360°em torno do 
paciente. As estruturas 
corpóreas vão atenuar o feixe 
de RX dependendo de vários 
fatores, entre eles sua 
densidade e numero atômico. Depois de passar pelo corpo a radiação atinge 
finalmente os detectores. Um giro de 360° produz uma “vista” que e um 
conjunto de projeções. Cada vista produz um conjunto de sinais analógicos que 
são enviados ao sistema de computação. Ao termino de cada giro o sistema 
tubo/detectores volta à posição inicial e a mesa sobre a qual esta o paciente, 
move-se alguns milímetros. Este processo vai se repetindo e gera uma enorme 
quantidade de dados. 
Os sinais elétricos gerados pelos detectores contem informação a 
respeito do quanto o feixe foi atenuado por cada estrutura do corpo 
(“coeficientes de atenuação”). Estas informações são acopladas aos dados 
sobre posição da mesa e do cabeçote. Dessa forma e possível a determinação 
das relações espaciais entre as estruturas internas e a fatia selecionada do 
corpo. 
Os sinais elétricos analógicos são então enviados ao sistema de 
computação que através de algoritmos específicos vai transformá-los em sinais 
digitais para compor as imagens que iremos ver na tela do computador. O 
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tomograma calculado, ou seja, a imagem que vemos na tela do computador, 
corresponde a uma matriz dos valores de atenuação do feixe, visualmente 
apresentada em tons de cinza, em formato analógico. Atualmente ha vários 
tipos de tomógrafos: (1) convencional ou simplesmente tomografia 
computadorizada (passo a passo); (2) tomografia computadorizada helicoidal 
ou espiral; (3) tomografia computadorizada “multi-slice” e (4) tomógrafos mais 
sofisticados, como “ultra-fast” e “cone-beam”. Na tomografia helicoidal o tubo 
de RX gira em torno do paciente e os detectores podem girar também ou 
permanecerem estáticos. A mesa desloca-se simultaneamente e a trajetória do 
feixe de RX ao redor do corpo e uma espiral. 
 
 
SISTEMAS DE VARREDURA 
 
O sistema de TC foi evoluindo desde a sua criação conforme 
comentamos acima. Agora vamos descrever os diferentes tipos de varredura 
de cada “geração” dos tomógrafos: 
 
Scanners de primeira geração 
 
 Foram fabricados pela 
EMI, empresa a qual Hounsfield 
pertencia e possuía uma ampola 
de anodo fixo com feixe linear de 
RX, um detector por corte e 
faziam movimento solidário de 
translação-rotação do conjunto 
ampola-detector, com tempo de 
corte de 5 minutos para reunir 
informações suficientes para um 
corte. Assim, um exame com 10 
cortes demorava 50 minutos, no mínimo. 
 
Tomógrafo de primeira geração: 
 
• Surgiu em 1972 
• Feixe “em lápis” 
• Detector único 
• Rotação/translação 
• 5 minutos para fazer um corte 
 
 
 
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Scanners de Segunda geração 
 
 Já passaram a ser fabricados por 
diversas empresas, possuíam ampola de 
anodo rotatório, com feixe de RX em leque 
e cerca de 30 detectores, movimento 
solidário de translação-rotação de 30º. 
Com estes avanços, o tempo de corte foi 
reduzido para 10 a 90 segundos. Porém, 
ainda assim, somente de maneira precária 
se conseguia fazer estudos de abdome e 
tórax. Nos aparelhos mais lentos era 
impossível manter a apnéia durante o 
corte, limitando o estudo ao SNC. 
 
 
Tomógrafo de segunda geração: 
 
• Surgiu em 1974 
• Feixe “em leque” com ângulo de abertura de 10 graus 
• Múltiplos detectores (~30) 
• Rotação/translação 
• Múltiplos ângulos de aquisição em cada posição 
• Maior ângulo de rotação 
• Tempo de varredura entre 10-90 segundos 
 
Scanners de Terceira geração 
 
O scanner de terceira geração inclui 
um banco de até 960 detectores em 
oposição ao tubo de raios X, que rodam em 
conjunto ao redor do paciente em um ciclo 
de 360° completo para criar um corte de 
dados de tecidos. O paciente e a mesa são 
então movimentados através da abertura 
da gantry, e o tubo e os detectores rodam 
um ciclo de 360° completo na direção 
oposta para criar um segundo corte de 
dados de tecidos. Os tempos de varredura 
foram novamente reduzidos significativamente. Além disso, varreduras de 1 
segundo são utilizadas para a maioria dos modernos scanners de terceira 
geração. Uma abertura maior permite a varredura de todo o corpo, que não era 
possível com os scanners antigos. 
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Tomógrafo de terceira geração: 
 
• Surgiu entre 1975-1977 
• Feixe “em leque” mais largo envolvendo toda a circunferência do paciente 
• Múltiplos ângulos de aquisição em cada posição 
• 500-1000 detectores 
• Tempo de rotação mais curto – até 0.5 segundos 
• Tempo de varredura entre 2 -10 segundos 
 
Scanners de Quarta geração 
 
Os scanners de quarta geração se 
desenvolveram durante a década de 1980 e 
possuem um anel fixo de até 4800 
detectores, que circundam completamente o 
paciente em um círculo completo dentro da 
gantry. Um tubo de raios X único roda 
através de um arco de 360° durante a coleta 
de dados. Através de todo o movimento 
rotatório contínuo, pequenas rajadas de 
radiação são fornecidas por um tubo de 
raios X pulsado com ânodo rotatório com 
feixes em leque que fornece tempos de varredura menores, reduzindo o tempo 
de exame para 1 minuto num exame de cortes múltiplos (semelhante a um 
scanner de terceira geração). 
 
Tomógrafo de quarta geração: 
 
 Surgiu em 1981 
 Feixe “em leque”, largo 
 Rotação do tubo 
 Múltiplos detectores fixos (até 4800) circundando completamente o 
paciente 
 Tempo de rotação mais curto – até 0.5 segundos 
 
Em todo equipamento de TC, o chamado corte circular é realizado com o 
paciente parado, deitado na mesa de exame. Terminado o corte, o paciente é 
deslocado e o corte seguinte é realizado. Rotineiramente o plano de estudo é 
axial, podendo ser feito corte coronal nas extremidades e no crânio.Tomografia Computadorizada 8 
 
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A espessura do corte é dada pela 
abertura do colimador e varia de 1 mm (ouvido, 
sela túrcica, etc.) a 10 mm (abdome, cérebro, 
etc.). Espessuras intermediárias são usadas em 
seios da face, órbita, fossa posterior, coluna, 
adrenais, etc. O deslocamento da mesa 
determinará se vai ocorrer intervalo entre os 
cortes, superposição ou nenhum dos dois. 
Assim se usarmos cortes de 10 mm e 
deslocarmos o paciente 10 mm, os cortes serão contíguos. Se cortarmos com 
10 mm e deslocarmos 15 mm haverá intervalo de 5 mm entre os cortes. Se 
cortarmos com 5 mm e deslocarmos 3 mm teremos superposição. A rotina são 
os cortes contíguos, mas usamos intervalos nos longos exames de triagem de 
neoplasia, com estudo combinado de tórax e abdome, por exemplo. A 
superposição é usada quando precisamos de alto detalhe em reconstruções 
nos planos sagital ou coronal, por exemplo. Antes de iniciar os cortes, se faz 
uma radiografia digital, na qual se planeja o estudo. São traçadas linhas na 
topografia de cada corte, servindo estas como base para a localização destes. 
 
Scanners de TC por Volume (helicoidal/espiral) ( quinta geração ) 
 
 Durante os primeiros 
anos da década de 1990, um 
novo tipo de scanner foi 
desenvolvido, chamado scanner 
de TC por volume 
(helicoidal/espiral). Com esse 
sistema, o paciente é movido de 
forma contínua e lenta através da abertura durante o movimento circular de 
360° do tubo de raios X e dos detectores, criando um tipo de obtenção de 
dados helicoidal ou “em mola espiral”. Dessa forma, um volume de tecido é 
examinado, e dados são coletados, em vez de cortes individuais como em 
outros sistemas. (Helicoidal e espiral são termos específicos de fabricantes 
para scanners do tipo de volume.) 
O grande progresso que ocorreu entre a segunda e a terceira geração 
de tomografia foi a passagem do movimento linear para o giro de 180º. Agora, 
outro progresso importante ocorreu: a passagem do giro de 180º para o giro 
contínuo. Os equipamentos eram obrigados, pelos cabos utilizados na 
transmissão de energia elétrica, a fazer um movimento de ida e voltar ao ponto 
de partida antes de fazer outro movimento de ida. 
O desenvolvimento de anéis de deslizamento para substituir os cabos de 
raios X de alta tensão permite rotação contínua do tubo, necessária para 
varredura do tipo helicoidal. Anteriormente o movimento do tubo de raios X era 
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restrito por cabos de alta tensão fixados, e limitado a uma rotação de 360° em 
uma direção compreendendo um corte, seguida por outra rotação de 360° na 
direção oposta, criando um segundo corte com o paciente movendo um 
incremento entre os cortes. Permitindo rotações contínuas do tubo, que, 
quando combinadas com o movimento do paciente, criam dados de varredura 
do tipo helicoidal com tempos totais de varredura que são a metade ou menos 
daqueles de outros scanners de terceira ou quarta geração. 
Nesta técnica a ampola 
gira e emite RX ao mesmo 
tempo em que a mesa é 
deslocada, sendo a imagem 
obtida a partir de uma espiral 
ao invés de um círculo. A 
apresentação da imagem não 
muda, entretanto. Continuamos 
a fotografar uma fatia circular. 
O que ocorre é que o 
computador interpola parte da imagem de uma espira com parte da seguinte, 
formando uma imagem como a do corte circular. 
O que muda então com a técnica espiral? Primeiro existe um ganho 
em velocidade. Segundo, existe um ganho ao se realizar uma série de cortes 
durante uma apnéia, pois, não havendo movimento respiratório a reconstrução 
é muito melhor. Imagine a reconstrução sagital ou coronal como uma pilha de 
moedas (os cortes axiais) que podemos “cortar” de cima para baixo. Na técnica 
helicoidal não existe desalinhamento entre os cortes, provocados pelas pausas 
respiratórias. Assim as reconstruções são muito melhores, em especial a dos 
vasos. 
O avanço mais marcante com a técnica helicoidal ocorreu a nível do 
abdome e tórax, devido ao impacto da técnica sobre a dificuldade de se lidar 
com a movimentação respiratória. No SNC ela é somente usada em situações 
onde existem problemas com movimentação, como em estudos de pediatria, 
por exemplo. 
 
No Tomógrafo helicoidal são contínuos: 
 
 Rotação do tubo e detectores (em alguns aparelhos os detectores 
podem ser fixos) 
 Emissão de RX 
 Movimento da mesa 
 Aquisição de dados 
 
 
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Vantagens da TC helicoidal: 
 
 Maior velocidade de escaneamento: 
 Exames mais rápidos; 
 Maior numero de pacientes; 
 Redução de artefatos de movimento; 
 Diminui a dose de contraste EV e permite avaliar diferentes fases da 
passagem do mesmo pelas vísceras; 
 Aquisição volumétrica (sem espaçamento); 
 Aumenta a capacidade de diagnosticar pequenas lesões; 
 Reformatação de alta qualidade. 
 
Scanners de TC Multicorte 
 Os scanners de terceira e 
quarta gerações desenvolvidos 
antes de 1992 eram 
considerados scanners de corte 
único, capazes de obter imagens 
de um corte de cada vez. No final 
de 1998, quatro fabricantes de 
TC anunciaram novos scanners 
multicorte, todos capazes de 
obter imagens de quatro cortes 
simultaneamente. Esses são 
scanners de terceira geração com capacidades helicoidais e com quatro 
bancos paralelos de detectores, capazes de obter quatro cortes de TC em uma 
única rotação do tubo de raios X. 
 
Características: 
 
 Mais de uma fileira de detectores. 
 Maior número de arcos detectores permite um maior número de cortes 
por rotação do tubo. 
 Feixe deixa de ser delgado, assumindo um formato piramidal. 
 Baixíssimos tempos de aquisição: 0,5s. 
 2000 imagens por exame. 
 Pode ser associado à TC helicoidal ou convencional. 
 
 
 
 
 
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Sistema de canhão de elétrons ( sexta geração ) 
 
 Este modelo de 
tomógrafo é o mais 
moderno que existe e 
utiliza-se de um 
conceito diferente na 
geração de raios X. 
Conhecido como 
Electronic Beam 
Computed Tomography 
– EBCT (Tomografia Computadorizada por Canhão de Elétrons), este tipo de 
aparelho se destaca por não possuir tubo de raios X ou ampola. A geração do 
feixe de fótons é realizada ao ar livre, sem confinamento, a partir de um canhão 
de elétrons, que faz às vezes do cátodo. Os elétrons são acelerados pelo 
canhão e desviados por um conjunto de bobinas ao longo to trajeto em direção 
ao alvo. O alvo, ou o ânodo, a ser atingido é um dos vários anéis de tungstênio 
que circundam o paciente na metade inferior do equipamento (parte inferior da 
mesa). Quando os elétrons atingem o alvo com energia suficiente ocorre o 
fenômeno de geração de raios X pela transferência de energia dos elétrons 
para o átomo de tungstênio. Este fenômeno é idêntico àquele que ocorre 
dentro de uma ampola comum de raios X. 
 Os anéis são desenhados para que as "pistas anódicas" neles contidas 
produzam um feixe de fótons com direção conhecida e precisa. A direção do 
feixe é a dos sensores de raios X, que estão posicionados diametralmenteopostos aos anéis-alvo. No caminho entre os anéis e os sensores, o feixe de 
fótons interage com o paciente que está sobre a mesa. 
A vantagem deste tipo de tecnologia está principalmente no fato de não 
existirem partes móveis, o que sempre é um fator de limitação na velocidade de 
geração de imagens nos tomógrafos giratórios. Além disso, há uma grande 
melhora na dissipação de calor gerado pela produção de raios X, já que a 
"pista anódica" possui área muito maior e fica um tempo muito menor 
recebendo o impacto dos elétrons acelerados. Atualmente, existem mais de 
100 EBCT instalados no mundo, com os Estados Unidos hospedando mais de 
70% destas unidades. 
 
 Partes componentes de um UltrafastCT da Imatron (Imatron Inc., divulgação). 
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Descrição das partes: 
 
A - Canhão de Elétrons: permite até 640 mA de potência de raios X. 
B - Feixe de Elétrons: pode ser gerado com tempos da ordem de milisegundos. 
C - Sistema de refrigeração interno auto-contido: retira todo o calor gerado nos anéis, 
eliminando o tempo morto entre os cortes e permitindo longos tempos de exames (para 
volumes grandes). 
D - Sistema de Aquisição de Dados: desenvolvido para permitir uma aquisição contínua de 
dados tomográficos. 
E - Anéis-Alvo: construído de alvos múltiplos (na forma de semi-anéis) para uma varredura 
otimizada de corte simples ou cortes múltiplos. 
F - Mesa com Movimento Preciso e Rápido: permite o movimento contínuo da mesa para a 
varredura de volumes. 
 
Tomógrafo Móvel 
A Philips Medical System já possui 
um tomógrafo móvel, conhecido como 
Tomoscan M. Dividido em três partes, 
todas com rodas, o portal (450 kg), a 
mesa para o paciente (135 kg) e o 
console de comando podem ser levados 
a qualquer local do hospital. Com 
dimensões que permitem passar por 
portas de 90 cm de largura, inclusive ser 
levado em elevadores, este sistema 
diminui o trauma do paciente de ser removido de seu leito para ser levado até a 
sala de tomografia. 
O tomógrafo possui um sistema elétrico que funciona com 4 baterias, o 
que permite que qualquer tomada de parede de 220 V, com capacidade para 
10 Amperes, possa carregar as baterias. Alem da mobilidade, o sistema de 
baterias permite ao tomógrafo funcionar quando há falta de energia elétrica no 
hospital, aliviando o sistema de fornecimento de emergência de energia. 
 
PET (Positron Emission Tomography) - Tomografia por Emissão de Pósitrons: 
 
O imageamento por emissão de 
pósitrons inicia com a aplicação de um 
traçador metabolicamente ativo - uma 
molécula biológica que carrega um 
isótopo emissor de pósitrons, como, 
11C, 13N, 15O ou 18F. Em alguns minutos, 
o isótopo se acumula em uma área do 
corpo em que a molécula tem afinidade. 
Por exemplo, glucose rotulada com, 
com meia-vida de 20 minutos, acumula 
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no cérebro, onde a glucose é usada como fonte primária de energia. O isótopo 
radiativo então decai por emissão de pósitron. O pósitron emitido colide com 
um elétron livre normalmente antes de atravessar 1 mm do ponto de emissão. 
A interação das duas partículas resulta na conversão de matéria em energia na 
forma de 2 raios gamas, com energia total de 1,022 MeV. Estes raios gamas de 
alta energia emergem do ponto de colisão em direções opostas, e são 
detectados por detectores em volta do paciente. Quando os dois fótons são 
detectados simultaneamente por um par de detectores, a colisão que deu 
origem a eles teve origem na linha que une os dois detectores. Naturalmente 
se um dos fótons foi espalhado, a linha de coincidências será incorreta. Depois 
de, aproximadamente, 500000 eventos de aniquilação, a distribuição do 
traçador é calculada por algoritmos de reconstrução tomográfica, reconstruindo 
uma imagem bi-dimensional. A resolução espacial é deteriorada pela 
ocorrência de coincidências acidentais. 
 
SPECT (Simple Photon Emission Computed Tomography) – Tomografia 
Computadorizada por Emissão de Fótons Simples: 
 
Assim como na PET, SPECT calcula 
a concentração de radionuclídeos 
introduzidos no corpo do paciente. Como na 
tomografia computadorizada, isto é feito 
girando o detector de fótons em torno do 
paciente, para detectar a posição e a 
concentração do radionuclídeos. Como a 
fonte, os radionuclídeos, está dentro do 
corpo do paciente, a análise é muito mais 
complexa do que para a tomografia 
computadorizada, onde a localização e 
energia da fonte, externa ao corpo, é 
sempre conhecida. A energia dos fótons da SPECT é de cerca de 140 keV. 
Como somente um fóton é emitido, não se pode utilizar a técnica de 
coincidência, utilizada na PET. A resolução final, da ordem de 7 mm, é um fator 
de 3 ou 4 pior do que na PET, e muito piores do que tomografia convencional. 
As imagens são limitadas pelo ruído quântico. O custo de uma imagem SPECT 
é da ordem de US$ 700, enquanto o de uma PET é da ordem de US$ 2000. 
 
 
 
 
 
 
 
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SISTEMA TOMOGRÁFICO 
Inicialmente poderíamos dizer 
que o tomógrafo de forma geral, 
independente de sua geração, é 
constituído de três partes: 
 
a) portal; 
b) eletrônica de controle; 
c) console de comando e computador. 
 
 
Estes seriam os itens mais complexos e, com certeza, os que requerem 
um maior cuidado por serem os mais caros. Há também uma tendência em se 
reduzir o tamanho e simplificar os componentes que integram um sistema 
tomográfico, o que acabará reduzindo as partes do sistema aos três itens 
citados. 
No entanto, um sistema de Tomografia Computadorizada é muito mais 
do que apenas os componentes citados. Além desses equipamentos, o sistema 
é completado com a parte de alta tensão/alta potência, a mesa motorizada para 
o paciente, um console remoto para o médico radiologista fornecer o 
diagnóstico, impressora fotográfica ou laser, entre outros. Vale lembrar que 
cada um destes componentes é formado por inúmeras partes, sejam 
mecânicas ou elétricas. Na Figura 1.11, a seguir, podemos verificar a forma de 
interligação entres os diversos componentes. 
Fisicamente, estes módulos, chamados de armários devido a 
semelhança de forma, podem estar localizados na mesma sala ou em várias 
salas distintas. Nos tomógrafos mais modernos, muitos destes armários foram 
incorporados pelos portais, reduzindo, portanto o espaço total necessário para 
a implantação de um serviço de tomografia. Esta redução chegou a ponto de 
serem construídos tomógrafos móveis, que já estão disponíveis no mercado. 
 
1 - Gantry (portal): 
 
É o maior componente de um sistema 
tomográfico e o que mais impressiona. Pelo 
seu tamanho e imponência, pelo fato do 
paciente ficar envolvido por ele durante o 
exame e por não enxergarmos o movimento 
do cabeçote e dos detectores, há sempre um 
fascínio sobre seu funcionamento. 
Estrutura complexa do ponto de vista 
mecânico, cujo funcionamento elétrico não difere de um sistema de RX 
convencional. Contém o tubo de RX com anodo giratório refrigerado a óleo ou 
 Tomografia Computadorizada 15 
 
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água, filamento que pode ser simples ou duplo (dual); filtros e colimadores, 
sistema de aquisição de dados, motores e Sistemas mecânicos que permitem 
angulação e posicionamento (laser). 
Engrenagens e 
motores elétricos 
garantem precisão e 
velocidade ao sistema 
de rotação. Pistões 
hidráulicos permitem a 
angulação que pode 
alcançar ate 30 graus, o 
que e importante para 
alinhar a anatomia 
quando necessário. 
Os detectores são dispostos em oposição ao tubo ou como nos 
tomógrafos mais modernos, em toda a circunferência do portal, podendo ser 
moveis ou estáticos. Junto aos detectores encontram-se placas e circuitos 
eletrônicos responsáveis pela transdução da informação sobre a quantidade 
absorção do feixe de RX pelo corpo do paciente, em sinal eletrônico analógico. 
A seguir essa informação e digitalizada e será transmitida ao 
computador que fará os cálculos matemáticos necessários para a formação da 
imagem. A tecnologia de anéis deslizantes (“slip rings”) - dispositivos 
eletromecânicos condutores de eletricidade – eliminou a necessidade de cabos 
de alta tensão, o que permite rotação continua sem a interferência de cabos. A 
abertura e relativamente estreita – em torno de 70-85 cm. 
 
Resumo dos Componentes: 
 
 Tubo de raios-X; 
 Conjunto de detectores; 
 DAS - Data Aquisition System; 
 OBC - On-board Computer - (controle de kV e mA); 
 Stationary Computer – (interação dos comandos do painel de controle 
com o sistema); 
 Transformador do anodo; 
 Transformador do catodo; 
 Transformador do filamento; 
 Botões controladores dos movimentos da mesa e do gantry; 
 Painel identificador do posicionamento da mesa e do gantry; 
 Dispositivo laser de posicionamento; 
 Motor para rotação do tubo; 
 Motor para angulação do gantry. 
 Tomografia Computadorizada 16 
 
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2 – Cabeçote: 
O cabeçote de um tomógrafo é idêntico 
ao de um equipamento de raios X convencional: 
ampola com ânodo giratório, copo catódico, 
refrigeração, filtragem, etc. Porém, devido ao 
funcionamento constante do tubo durante um 
exame, existe a necessidade de um sistema de 
refrigeração eficiente. Vale lembrar, que no tubo 
de raios X, 99% da energia gerada é 
transformada em calor e apenas 1% é 
convertida em fótons. No tomógrafo, todo este 
calor é gerado durante alguns segundos de funcionamento, o que resulta numa 
produção de calor de 1.000 a 10.000 vezes mais do que um tubo de raios X 
convencional, que funciona durante tempos menores que 1 segundo. Cada 
fabricante tem sua própria forma de energizar o tubo de raios X, dependendo 
do desenho e da operação do tomógrafo computadorizado. 
 
3 - Mesa de Exames 
 
É o local onde o paciente fica posicionado e possui 
as seguintes características: 
 
 Constituída de material radiotransparente; 
 Suporta 200kg; 
 Não enverga (alta resistência); 
 Movimenta-se até 200 cm em sentido 
longitudinal (tampo deslizante); 
 Movimenta-se 120 cm em sentido horizontal 
(sistema de elevação do tampo); 
 Importante fator principalmente em TC Multicorte; 
 Possui acessórios (suportes do crânio, dispositivos de contenção do 
paciente, suportes de soro e outros). 
 
4 - A Mesa de Comando 
 
É o local de onde enviamos as 
informações para o sistema, onde se 
encontram armazenados os protocolos para 
a aquisição das imagens e, ainda, o local 
utilizado para o tratamento e documentação 
das imagens adquirias. Na mesa de 
comando podemos encontrar: 
 Tomografia Computadorizada 17 
 
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 Monitor para planejamento dos exames; 
 Monitor para processamento da imagens; 
 Teclado alfa-numérico; 
 Mouse; 
 TrackBall; 
 Sistema de comunicação com o paciente. 
 
5 - Sistema de Radioproteção 
 
Regulamentado pela portaria 453: sala de comando separada da sala de 
exames, sala baritada, porta revestida, vidro plumbífero, monitoração individual 
por dosímetros, luz de aviso, aventais de chumbo, protetores de gônadas e 
tomografia computadorizada. 
 
Finalidades: 
 
 Inibir exposição acidental 
 Inibir exposição ocupacional 
 Inibir doses desnecessárias nos pacientes 
 
6 - Sistemas Integrados 
 
 
A Bomba Injetora é conectada ao 
aparelho de TC e é controlada por ele. Sua 
finalidade é permitir que o contraste seja 
administrado no paciente com tempo e 
velocidade predeterminados para o exame. 
 
 
 
 
 
SENSORES DE RAIOS X 
 
Os detectores eletrônicos de raios X utilizados nos tomógrafos 
computadorizados devem possuir três características importantes: 
 
a) uma alta eficiência para minimizar a dose no paciente; 
b) estabilidade ao longo do tempo; 
c) ser insensível as variações de temperatura dentro do portal. 
 
 Tomografia Computadorizada 18 
 
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A eficiência do sensor é uma função de três componentes básicos 
durante a sua construção: geometria, captura do fóton e conversão do sinal. 
Cada fabricante procura alterar a construção de seus detectores visando 
melhorar uma destas características para obter uma eficiência total adequada. 
A forma de ajuste desses pontos são considerados segredos industriais, pois 
os sensores são fundamentais para definir a qualidade da imagem tomográfica 
produzida. 
A eficiência na geometria está ligada a área do sensor que é sensível 
aos raios X em relação a área total de construção do sensor que será exposta 
ao feixe. Separadores finos colocados entre os elementos detectores para 
remover a radiação difusa, ou regiões insensíveis, irão degradar a eficiência 
geométrica. A eficiência quântica (ou de captura do fóton) refere-se à fração do 
feixe incidente no detector que será absorvida e contribuirá para o valor do 
sinal medido. Não podemos esquecer que parte da energia dos fótons 
incidentes nos sensores também é convertida em calor. A eficiência de 
conversão está ligada na capacidade de conversão precisa do sinal de raios X 
absorvido em um sinal elétrico. A eficiência total é um produto dos três fatores 
e geralmente se encontra entre 0,45 e 0,85. Ou seja, há uma perda de 15% a 
55% entre os fótons que estão disponíveis para conversão e o sinal elétrico 
disponibilizado pelo sensor. Desta forma, o sistema de detecção é não-ideal e 
resulta na necessidade de aumento da dose de radiação no paciente se o 
objetivo for manter a qualidade da imagem. O termo eficiência de dose 
algumas vezes é utilizado como sinônimo da eficiência do sensor. 
Os sistemas comerciais de tomografia utilizam-se de dois dos três tipos 
de sensores disponíveis: câmara de ionização e sensor de estado sólido. O 
terceiro tipo de sensor de raio X, a câmara fotomultiplicadora não pode ser 
utilizada em tomografia devido ao volume necessário para construí-la (sua 
miniaturização é impossível). 
 
Sensores de Estado Sólido 
Os sensores de estado sólido consistem em 
um arranjo de fotodiodos e cristais de cintilação. Os 
detectores de estado sólido normalmente possuem 
uma alta eficiência quântica e de conversão, e uma 
faixa dinâmica larga. O princípio de funcionamento é 
simples. Os cristais são atingidos diretamente pelo 
feixe de fótons de raios X. Estes fótons irão interagir 
com os átomos do cristal que irão transformara 
energia de raios X em energia luminosa. Os fótons 
de luz produzidos serão então emitidos em todas as direções, porém, 
preferencialmente na direção oposta à incidência do feixe. Por sua vez, os 
fótons de luz irão atingir o fotodiodo (diodo sensível à luz) que é construído 
junto ao cristal de cintilação. 
 Tomografia Computadorizada 19 
 
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Câmaras de ionização 
Consistem de câmara preenchida 
por gás comprimido (geralmente Xenônio) 
na pressão de 30 atm. Por dois motivos: 
aumentar a energia das moléculas de gás 
facilitando a liberação de elétrons quando 
incidir o RX e também para aumentar a 
quantidade de átomos do gás disponível 
para interagir com o feixe. A câmara é compartimentalizada através de laminas 
de Tungstênio que coletam os íons liberados. Este tipo de detector tem 
eficiência quântica menor se comparado ao de estado solido. 
Neste tipo de dispositivo a detecção da radiação X ocorre de maneira 
muito simples. O fóton X ao atravessar o gás pode atingir um dos átomos e 
transferir sua energia para que um elétron do mesmo se torne livre. Uma alta 
tensão é aplicada aos separadores de tungstênio, que são colocados entre as 
câmaras, a fim de coletar os elétrons livres que são produzidos pela radiação. 
Uma vez que vários elétrons sejam coletados, obtém-se então uma corrente 
elétrica facilmente mensurável. 
 
Câmara de ionização: (a) detalhe da montagem; (b) detalhe elétrico. 
 
 
Sensores de estado sólido: 
 
 (a) detalhe da montagem do 
fotodiodo e do cristal de cintilação; 
(b) arranjo de detectores colocados 
lado a lado, até 4800 elementos. 
 
 Tomografia Computadorizada 20 
 
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Esquema do funcionamento dos detectores: 
 
 
 
 
Colimação 
 A colimação é necessária durante a 
operação do tomógrafo pelas mesmas razões que 
ela é necessária na radiografia convencional. Uma 
colimação adequada reduz a dose no paciente pela 
restrição do volume de tecido a ser irradiado. Mais 
importante ainda é a qualidade de contraste da 
imagem que é aumentada pela diminuição da 
radiação secundária. 
Na tomografia computadorizada é comum 
ser colocado dois conjuntos de colimadores. Um 
conjunto de colimador é montado junto ao cabeçote (pré-paciente) e ajuda a 
controlar a dose de radiação no paciente. 
O outro conjunto de colimadores é colocado logo a frente dos detectores 
(pós-paciente) e influencia na qualidade da imagem, pois reduz a radiação 
secundária, define a espessura do corte e também limita o campo de visão ou 
largura do corte (scan diamenter ou field of view). 
 
Sistema Elétrico 
Todos os tomógrafos 
computadorizados trabalham com 
tensão de tubo (kVp) fornecida por 
sistemas trifásicos ou de alta freqüência. 
Isto garante a eficiência do sistema, pois 
garante que a produção de fótons seja 
constante durante todo o exame e o 
feixe terá sempre o mesmo espectro. Os 
sistemas de alta freqüência têm sido 
 Tomografia Computadorizada 21 
 
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preferidos pelos fabricantes no desenvolvimento de TC mais modernos, pois 
permitem a compactação dos circuitos eletro-eletrônicos, permitindo que o 
sistema de potência seja instalado dentro do próprio portal. Há, então, uma 
grande economia de espaço físico na sala, pois se diminuí um armário, e 
ganhe-se também na facilidade e barateamento do custo de manutenção. 
 
Tecnologia de anéis deslizantes (slip ring technology): - 1990 
 
Na maioria dos tomógrafos de 
gerações anteriores, as conexões 
entre os componentes do sistema 
rotacional do portal e os componentes 
da parte estacionária do mesmo, 
eram feitas através de cabos de 
espessura limitada e havia 
necessidade de necessidade de 
rotação de ate 700 graus. O sistema 
precisava parar para reverter a rotação entre os cortes. Com a tecnologia de 
anéis deslizantes, “escovas” elétricas permitem conexão entre os componentes 
rotacionais e estacionários. Com isso foi possível desenvolver os sistemas 
helicoidais. A função critica dos sistemas de anéis deslizantes e fornecer 
kilowatts para energizar o tubo de RX ao mesmo tempo em que transfere sinais 
digitais em alta velocidade e controla estes sinais. 
 
Características: 
 
 Cabos conectados a anéis estáticos; 
 Energia e sinais transmitidos para componentes rotacionais e 
estacionários do portal através de escovas estacionárias que deslizam 
sobre os anéis; 
 Permite rotação contínua; 
 Não necessita rodar e parar; 
 Tempo de escaneamento ~ 0.3 s. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 Tomografia Computadorizada 22 
 
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FORMAÇÃO DO TOMOGRAMA 
 
Matriz da Imagem 
Para entendermos melhor 
como é gerado um tomograma, 
primeiro temos que entender 
como o computador trabalha com 
a imagem. A imagem que é 
apresentada ao técnico ou ao 
radiologista, seja no monitor ou 
no filme, é formado pela diferente 
coloração em níveis de cinza de 
milhares de pontos. Assim, como 
ocorre no televisor, a imagem obtida do corte da anatomia é na realidade um 
conjunto de pontos com tons diferentes. É como se a imagem fosse dividida em 
uma matriz de N x N pontos. 
Atualmente, a imagem tomográfica é gerada com matrizes a partir de 
256 x 256 pontos, passando por 320 x 320 até 512 x 512 pontos. 
Equipamentos mais modernos chegam a trabalhar com matrizes de 1024 x 
1024 pontos, o que significa dividir a imagem em mais de 1 milhão de pontos. 
E o trabalho do equipamento tomográfico, juntamente com o 
computador, é justamente definir, indiretamente, o valor da densidade daquela 
pequena porção de tecido humano que cada um destes pontos está 
representando. Se houver uma mínima diferença de densidades entre dois 
pontos consecutivos, então o computador atribuirá um tom de cinza diferente 
para cada um dos pontos, resultando no contraste que levará ao diagnóstico 
médico. 
 
Elementos Fotográficos 
A menor unidade de dimensão 
ou de imagem do tomograma 
computadorizado é o ponto 
fotográfico, conhecido em inglês por 
pixel (picture element), conforme 
demos uma idéia acima. O pixel não 
tem uma dimensão ou comprimento 
definido, pois depende do tamanho do 
campo de visão e da matriz de 
imagem. Assim, a escolha dos dois 
pelo técnico irá determinar que o pixel represente certa porção da área 
transversal ou corte realizado no paciente. 
O campo de visão (CDV), ou field of view (FOV), ou ainda scan 
diameter, é um valor fornecido pelo técnico operador quando da realização de 
 Tomografia Computadorizada 23 
 
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cada exame e representa a largura de visualização da imagem. O valor que o 
técnico escolhe é definido pela largura do paciente ou da anatomia que está 
sob exame e pode representar um quadrado de lado L ou um círculo de 
diâmetro L. Este valor está diretamente relacionado com a região do exame: 
para crânio, o campo de visão é da ordem de 24 cm, para tórax/abdômen 
utiliza-se 35 cm ou 42 cm (paciente obeso). Os valores permitidos para o FOVpodem ser fixos (2 ou 3 valores) nos equipamentos mais antigos, ou ajustáveis 
de 1 em 1 cm nos tomógrafos mais modernos. 
A definição desta medida pelo técnico permitirá a visualização da 
imagem com a melhor resolução possível dentro dos limites do equipamento. 
Por isso, quando o equipamento permitir a definição exata do campo de visão, 
o técnico deverá utilizar o espessômetro para medir o paciente e com isso 
informar ao computador a medida exata. 
Se o técnico especificar um campo de visão menor do que a largura do 
paciente, ele estará ampliando a anatomia central do paciente, o que pode ser 
útil para alguns diagnósticos por permitir uma melhor resolução da imagem. 
Este procedimento resulta em menos distorções na imagem do que ampliar a 
imagem após a realização do exame (ampliação digital). 
Porém, devemos lembrar que a imagem apresentada na tela, não 
representa apenas um corte que separou a anatomia do paciente em duas 
partes, superior e inferior, ou direita e esquerda. Na realidade, o corte realizado 
no paciente possui uma espessura de alguns milímetros. Logo, a densidade 
apresentada através do tom de cinza pelo pixel na tela estará representando na 
realidade, não uma área, mas sim a densidade de um pequeno volume do 
corpo do paciente, conforme ilustra a Figura acima. Conhecido como voxel, 
este elemento, ou esta quantidade, deve ser do entendimento principalmente 
do radiologista, pois de acordo com os parâmetros utilizados, o tamanho do 
voxel irá definir o menor tamanho de patologia a ser identificada. 
Uma vez que saibamos o valor do campo de visão e a matriz escolhida, 
podemos calcular o quanto representa, ou qual a dimensão de cada pixel em 
termos de medidas reais. Para tanto, basta que dividamos a dimensão do 
campo de visão pelo valor da matriz. Vejamos os exemplos: 
 
a) campo de visão de 24 cm apresentado por uma matriz de 256 x 256 pixels 
 1 pixel = 240 mm / 256 = 0,9375 mm 
b) campo de visão de 35 cm apresentado por uma matriz de 256 x 256 pixels 
 1 pixel = 350 mm / 256 = 1,3671 mm 
c) campo de visão de 35 cm apresentado por uma matriz de 512 x 512 pixels 
 1 pixel = 350 mm / 512 = 0,6835 mm 
d) campo de visão de 45 cm apresentado por uma matriz de 512 x 512 pixels 
 1 pixel = 450 mm / 512 = 0,8789 mm 
 
 Tomografia Computadorizada 24 
 
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Como podemos ver, o ponto colorido na tela pode representar uma área no 
paciente de 0,6835 mm x 0,6835 mm ou uma área de 1,3671 mm x 1,3671mm. 
Isto dá uma diferença de 4 vezes entre a menor (0,467 mm2) e a maior área 
(1,869 mm2). Logo, por exemplo, patologias menores que 1 mm2 não seriam 
detectadas com a escolha da resolução maior (opção b). 
Esta mesma relação também pode ser estendida para a questão do 
voxel, bastando apenas multiplicar os valores das dimensões do pixel pela 
espessura do corte realizado. Assim, teríamos a noção do menor volume 
identificável pelo exame tomográfico. 
 
Vejamos os exemplos: 
 
a) campo de visão = 24 cm; matriz = 256 x 256 pixels; corte = 1 mm 
 1 voxel = (240 mm / 256 )2 x 1 mm 
 1 voxel = (0,9375)2 x 1 mm = 0,8789 mm3 
b) campo de visão = 24 cm; matriz = 256 x 256 pixels; corte = 5 mm 
 1 voxel = (240 mm / 256 )2 x 5 mm 
 1 voxel = (0,9375)2 x 5 mm = 4,3945 mm3 
c) campo de visão = 35 cm; matriz = 256 x 256 pixels; corte = 1 mm 
 1 voxel = (350 mm / 256 )2 x 1 mm 
 1 voxel = (1,3671)2 x 1 mm = 1,8689 mm3 
d) campo de visão = 35 cm; matriz = 256 x 256 pixels; corte = 5 mm 
 1 voxel = (350 mm / 256 )2 x 5 mm 
 1 voxel = (1,3671)2 x 5 mm = 9,3448 mm3 
 
Com os exemplos podemos notar que para que um tumor seja detectável, 
seu volume mínimo deve ser muito próximo do volume de voxel. Por isso, 
cortes mais finos e matrizes maiores são sempre recomendadas por permitirem 
uma maior resolução na imagem. No entanto, o tempo e o esforço 
computacional aumentam também consideravelmente. 
 
 
 Tomografia Computadorizada 25 
 
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Reconstrução da Imagem 
A imagem tomográfica, 
embora pareça ser a 
representação quase perfeita das 
anatomias do paciente em exame, 
na realidade é um conjunto de 
números, transformados em tons 
de cinza, que informam a 
densidade ou atenuação de cada 
ponto da anatomia examinada. 
Como as partes anatômicas 
possuem densidades distintas, 
dependendo das células que a compõem, as informações das densidades 
acabam formando imagens que, na tela, desenham as várias anatomias do 
corpo humano. 
Para descobrir o valor de densidade de cada ponto interior ao corpo 
humano, o tomógrafo realiza a medição da atenuação de radiação que o corpo 
humano provoca quando atravessado por um feixe de raios X. Como esta 
atenuação é realizada por todo o corpo, é necessário que se façam várias 
exposições em diferentes ângulos. Assim, se obtém uma grande quantidade de 
dados para que o computador possa definir ponto por ponto da imagem qual 
seu valor de atenuação, ou de densidade. A transformação desses valores de 
atenuação nos vários níveis de cinza a cria uma imagem visual da seção 
transversal da área examinada. 
Os valores de atenuação para cada conjunto de projeção são 
registrados no computador e a imagem tomográfica computadorizada é 
reconstruída através de um processamento computacional complexo. O 
número finito de valores de atenuação correspondente ao objeto varrido é 
organizado na forma de uma matriz ou tabela. O tamanho da matriz da 
imagem, ou seja, o número de pontos fotográficos calculados (pixel’s) irá 
implicar no número de projeções individuais. O tamanho da matriz, ou tabela, 
contudo, também influencia na qualidade da resolução da imagem. Matrizes 
maiores significam mais pontos e pixel’s de menor área, o que resulta em mais 
detalhes. No entanto, implicam num esforço computacional muito maior pelo 
computador. 
A Intensidade de Radiação Residual compreende a radiação incidente 
menos a radiação absorvida pelo objeto e pode ser obtida segundo a equação: 
 
N = NO. e–( µ)x 
 
Onde: 
 
 Tomografia Computadorizada 26 
 
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N = Intensidade de Radiação Residual 
NO = Intensidade de Radiação Incidente 
e = Base do logaritmo natural (2,718) 
µ = Coeficiente de atenuação linear 
x = Espessura do objeto 
 
Considerando que a imagem tomográfica e formada por "n" pequeninos 
blocos de imagem correspondentes a cada voxel da matriz, a equação se toma 
mais complexa a medida que as matrizes vão apresentando melhor resolução. 
Num equipamento atual que trabalha com matriz 512 x 512, a equação poderia 
ser assim representada: 
 
N = NO . e- (µ1 + µ2 + µ3 + µ512) . x 
 
O numero de equações utilizadas para reconstrução de uma imagem 
aumenta em função do numero de detectores do equipamento e do numero de 
projeções utilizadas na construção da imagem. Nos equipamentos atuais de 
matriz de alta resolução são necessárias, muitas vezes, o emprego de 200.000 
equações para a reconstrução de uma única imagem, dai a necessidade de um 
sistema de computação potente e veloz. 
 
Métodos de Reconstrução das Imagens 
 
O método matemático utilizado na reconstrução das imagens e 
denominado algoritmo. Basicamente três formas de cálculos são utilizadas para 
este fim: 
 
1. retroprojecão; 
2. O método interativo; 
3. O método analítico.Retroprojeçao 
 
É um método teórico, não 
utilizado nos equipamentos atuais. 
Consiste basicamente na obtenção de 
imagens em diferentes projeções, com 
a correspondente somatória dos 
resultados obtidos em cada projeção, 
ou seja, considera-se que o corpo 
humano é feito de um mesmo material 
ao longo daquele caminho. A 
 Tomografia Computadorizada 27 
 
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intensidade medida pelo detector é chamada na literatura de raio-soma. Isto é 
feito para lembrar que o “raio” detectado é a soma de todos os efeitos de 
atenuação ao longo do caminho percorrido através do paciente. 
 O resultado final apresenta a imagem real do objeto, contaminada pelo 
efeito das inúmeras projeções. 
 
O método Interativo 
 
O método interativo considera um valor médio de atenuação para cada 
coluna ou linha da imagem. A partir deste pressuposto, compara os resultados 
obtidos com a media previamente estabelecida e faz os ajustes necessários 
adicionando·se e subtraindo-se valores em densidades para cada elemento da 
imagem, ate a sua reconstrução final. O primeiro equipamento de tomografia 
E.M.I utilizou este método para a reconstrução de suas imagens. Embora 
parecido com o método da retroprojeçao, apresenta imagens mais nítidas, por 
eliminar as "contaminações". 
 
O método Analítico 
 
É o método utilizado em quase todos os equipamentos comerciais. O 
método analítico ainda e dividido em dois métodos amplamente conhecidos 
entre os matemáticos: 
 
 A analise bidimensional de Fourier; 
 Retroprojeçao filtrada. 
 
Analise Bidimensional de Fourier 
 
O método da analise bidimensional de Fourier consiste em analisar 
funções de tempo e de espaço pela soma das freqüências e amplitudes 
correspondentes. Trata-sede um método complexo para os nossos 
conhecimentos e que foge ao escopo deste texto. 
A vantagem do uso do método analítico pela analise bidimensional de 
Fourier reside no fato de o computador poder trabalhar com maior velocidade, 
dado este relevante em qualquer sistema de tomografia. 
 
Retroprojeçao Filtrada 
 
 O método analítico de retroprojeçao filtrada e similar ao de 
retroprojeçao, exceto pelo fato de que as freqüências correspondentes ao 
barramento verificado na retroprojeçao são eliminadas, tornando a imagem 
mais nítida. E um método utilizado em alguns equipamentos comerciais. 
 Tomografia Computadorizada 28 
 
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Após todos os cálculos, as várias imagens são somadas 
ponderadamente para que se possa obter a imagem final do corte, que pode 
ser então apresentada no monitor. 
 
 
Resumao: 
 
Formação da Imagem Tomográfica 
 
 
O processo pode ser 
dividido em três fases: aquisição 
de dados, reconstrução 
matemática da imagem e 
formatação e apresentação da 
imagem. 
 
 
 
a) Fase de Aquisição de Dados 
 
 A fase de aquisição de dados é também conhecida como fase de 
varredura ou de exploração. Inicia-se com a exposição de uma seção da 
região do corpo a um feixe colimado de raios-X. 
 O raio, ao atravessar o corpo, é atenuado, e a leitura do sinal do detector 
é proporcional ao grau de atenuação ou ao grau de penetração do raio. 
Portanto, a intensidade do sinal do detector é uma medida da 
atenuação. 
 O ângulo mínimo de varredura necessário para obter a imagem através 
do mapeamento dos coeficientes lineares de atenuação da seção é 
180°. Os dados são duplicados se a rotação é completa, 360°, típica das 
varreduras convencionais. 
 Varreduras com ângulos menores são realizadas com o objetivo de 
diminuir o tempo de varredura e com ângulos maiores para diminuir os 
artefatos de movimento, em estudos das regiões do tronco. 
 
b) Fase de Reconstrução da Imagem 
 
 A reconstrução de imagem de TC é um processo realizado por 
computador. Algoritmos matemáticos transformam os dados 
brutos em imagem numérica ou digital. A imagem digital é uma 
matriz bidimensional, em que cada elemento de matriz, 
 Tomografia Computadorizada 29 
 
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denominado de pixel, recebe um valor numérico denominado de 
número de TC. O número de TC está relacionado ao coeficiente 
linear médio de atenuação do elemento do objeto, o voxel, que 
ele representa. 
 O tamanho do voxel é fundamental na qualidade da imagem, 
sendo selecionado de acordo com o requisito clínico da imagem. 
Sua altura é igual à espessura do corte e a base é estabelecida 
pela razão entre o campo de visão e o tamanho da matriz. O 
campo de visão (FOV) é o diâmetro máximo da imagem 
reconstruída, selecionado pelo operador. A matriz de 
reconstrução é, em geral, de 512 x 512 ou 1024 x 1024 pixels. 
 
c) Fase de Apresentação da Imagem 
 
 A fase final é a conversão da imagem digital em uma imagem de 
vídeo, para que possa ser diretamente observada em um monitor 
de TV e, posteriormente documentada em filme. 
 
 
QUALIDADE DE IMAGENS EM TC 
 
Em TC a visibilidade das imagens produzidas depende não apenas das 
características do tomógrafo, mas principalmente de como o mesmo e operado, 
ajustando os protocolos de acordo com as necessidades do exame que vai ser 
realizado. 
Essa afirmação levanta uma questão interessante: se a qualidade de 
imagem pode ser ajustada pelo operador, porque então não ajustar sempre 
para a melhor qualidade e visibilidade? A resposta não é tão simples quanto a 
pergunta, mas em imagenologia medica sempre existem ganhos e perdas a 
serem considerados: 
 
 Muitas vezes quando se muda um item no protocolo para melhorar a 
qualidade das imagens, outra característica pode ser prejudicada na sua 
qualidade; 
 Em imagenologia medica e fundamental equilibrar a qualidade de 
imagens e a dose para o paciente. 
 
Um protocolo otimizado equilibra as características da imagem (por 
exemplo, borramento e ruído) e utiliza a dose de radiação necessária para 
produzir a qualidade de imagem requerida. A tecnologia de imagens em 
medicina e como uma extensão do olho humano. Da mesma forma que 
utilizamos um microscópio, um telescópio, enfim, aparelhos para enxergar a 
 Tomografia Computadorizada 30 
 
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distancia, os equipamentos médicos levam nossa visão a regiões invisíveis do 
corpo humano. 
Os equipamentos em 
imagenologia médica devem 
oferecer imagens com 
sensibilidade de contraste 
suficiente para distinguirmos 
estruturas com densidades 
semelhantes. Por exemplo, um 
pequeno tumor no fígado, uma área se isquemia no encéfalo. Distinguir um 
projétil de arma de fogo ou uma calcificação no corpo humano e sempre fácil, 
pois sua densidade e muito elevada e produz alto contraste com o “fundo”. 
A função principal da imagenologia em Medicina é converter o contrate 
físico em contraste visual, transferindo o contraste entre as estruturas do corpo 
para a imagem. A sensibilidade de contraste vai depender tanto das 
características do método a ser utilizado, quanto das características intrínsecas 
da região a ser examinada. 
 
Resolução de contraste (RC) 
 
Capacidade de distinguir duas densidades muito próximas. Em imagem 
digital o parâmetro mais importante para definir contraste é aprofundidade da 
imagem ou o numero de bits por pixel – assunto que vamos discutir logo 
abaixo. Isto define a amplitude das variações dos níveis de cinza. Uma 
estrutura só será detectada se seu contraste com o meio for 3 a 5 vezes maior 
que o nível de ruído. Quanto maior for a estrutura, melhor e a resolução de 
contraste. 
 
RC melhora com: 
 
> Pixel 
> Matriz (matriz fina) 
> mAs ( < ruído) 
> Espessura de corte 
Tudo o que < o ruído aumenta a resolução de contraste 
 
Resolução Espacial (RE) 
 
Capacidade de distinguir dois pontos muito próximos entre si. Depende 
de muitos fatores relacionados tanto a obtenção das imagens como ao 
processo de reconstrução. Quanto maior o numero de projeções durante o 
processo de escaneamento, melhor será a resolução espacial. Quanto menor o 
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pixel, melhor será a resolução espacial. A Resolução Espacial também 
depende do numero de pixels da matriz. Quanto mais “fina” (maior) for a matriz, 
maior será o numero de pixels e melhor será a resolução espacial como se 
pode ver abaixo: 
 
 
Resumindo, a RE depende de: 
 
 Matriz 
 
 > Matriz (matriz fina): > CSR – coeficiente sinal/ruído - (mas > 
tempo de reconstrução) 
 FOV 
 
 > FOV sem mudar a matriz: > pixel (mas < CSR) 
 
 Espessura de corte 
 
 Cortes finos: < artefato de Volume Parcial 
 
 Numero de projeções 
 
 > Nº projeções > RE 
 
 
Parâmetros que Afetam a Qualidade da Imagem em TC 
 
A qualidade da imagem de TC é uma matéria complexa influenciada por 
parâmetros relacionados à dose, por parâmetros relacionados ao 
processamento da imagem e por parâmetros clínicos. 
 
1- Parâmetros Relacionados à Dose de Radiação 
 
a) Fatores de Exposição 
 
Os fatores de exposição relacionados à dose de radiação para o 
paciente são os seguintes: tensão aplicada ao tubo de raios-X (kV), corrente no 
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tubo de raios-X (mA) e tempo de exposição (s), os quais afetam tanto a 
qualidade de imagem como a dose de radiação para o paciente. 
 
b) Espessura de Corte 
A espessura nominal do corte, entre 1 a 10 mm, é selecionada de 
acordo com o tamanho da estrutura ou da lesão que se deseja estudar. 
Contudo, deve-se estar atento às implicações da espessura de corte na 
qualidade de imagem e na dose de radiação para o paciente. 
 
c) Incremento de Mesa 
Na TC seriada, a separação entre cortes irradiados e de imagem, é 
definida como o incremento da mesa menos a espessura nominal do corte, que 
são os parâmetros selecionáveis. Nos estudos clínicos, a separação entre 
cortes encontra-se na faixa de 0 a 10 mm se os cortes não são superpostos. 
 
d) Passo ou Fator de Passo 
 
Na TC helicoidal a separação entre cortes, durante a fase de exposição, 
é dada pelo passo. O passo é definido como a razão entre o deslocamento da 
mesa durante uma rotação completa do tubo e a espessura nominal de corte. 
 
e) Inclinação do “Gantry” 
 
A inclinação do “gantry” é definida como o ângulo entre o plano vertical e 
o plano formado pelo tubo de raios-X, o feixe de raios-X e o conjunto de 
elementos de detecção. O gantry, normalmente, permite inclinação de –25° a 
+25° Um ângulo diferente de zero pode ser apropriado para reduzir ou eliminar 
artefatos ou reduzir a dose de radiação em órgãos ou tecidos radiosensíveis. 
 
f) Volume de Investigação 
 
O volume de investigação é o volume de imagem definido pelo início e 
pelo fim da região estudada. Devem-se cobrir todas as regiões que tenham 
possibilidade de apresentar sinais de doenças para a indicação do exame. 
Considerando que todos os outros parâmetros permaneçam fixos, quanto 
maior o volume de investigação maior será a dose para o paciente. 
 
 
2 - Parâmetros de Reconstrução e Apresentação da Imagem 
 
a) Campo de Visão (FOV) 
 
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O campo de visão (FOV) é definido como o diâmetro máximo na imagem 
reconstruída e abrange a faixa de 12 a 50 cm. Escolher um FOV pequeno 
significa reduzir o tamanho do “voxel”, uma vez que se utiliza toda a matriz de 
reconstrução para uma região menor do que no caso de um FOV mais extenso. 
Isto traz a vantagem de melhorar a resolução espacial da imagem. Ao se 
selecionar o FOV deve ser ponderado se todas as regiões com possíveis sinais 
de doença foram incluídas. O FOV muito pequeno pode excluir sinais 
relevantes da doença. 
 
b) Algoritmo Matemático 
 
O algoritmo de reconstrução é composto de instruções matemáticas 
para o cálculo da imagem e as etapas principais são a convolução dos perfis 
de atenuação e, posteriormente, a retroprojeção. O aspecto e as características 
da imagem de TC são fortemente dependentes do algoritmo selecionado, 
especificado pelo núcleo ou filtro de convolução 
 
c) Tamanho da Matriz de Reconstrução 
 
A matriz de reconstrução é o arranjo de linhas e colunas de pixels da 
imagem reconstruída, tipicamente 512 x 512 e 1024 x 1024. Os tomógrafos 
mais antigos apresentam matriz de reconstrução de menor tamanho. 
 
d) Ajuste da Janela de Apresentação 
 
Uma janela é caracterizada pela sua largura e o seu centro da janela, 
expressos em UH. A largura de janela é definida como a faixa de números de 
TC que é convertida em tons de cinza. 
De modo geral, para reproduzir uma faixa ampla de tecidos é apropriada uma 
janela mais larga. Janelas mais estreitas são mais convenientes para mostrar 
tecidos específicos. 
 
e) Filtros pós-Processamento 
 
Em adição aos principais algoritmos de reconstrução que são aplicados 
aos dados iniciais de atenuação (dados brutos), muitos tomógrafos oferecem 
filtros pós-processamento que podem ser aplicados para suavizar ou 
intensificar a imagem final na tela do monitor. Há uma larga variedade de tipos 
desses filtros. 
 
f) Fator de “zoom” 
 
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A imagem digital permite o uso do recurso de “zoom” para magnificar a 
imagem de um setor do campo investigado. Os valores dos pixels relativos 
àquele setor são redistribuídos, por interpolação, por toda matriz de 
apresentação. O “zoom” auxilia a análise de detalhes da imagem, acarretando, 
porém, a perda de nitidez. 
 
3 - Parâmetros Clínicos 
 
O tamanho e a composição do paciente afetam os aspectos 
característicos da imagem tomográfica. Para uma dada exposição, as imagens 
de um paciente de grande porte apresentam mais ruído do que as imagens de 
pacientes de menor porte. Então, espera-se que aumentando a dose de 
radiação poder-se-á ter uma imagem melhor. Ocorre que a grande quantidade 
de tecido adiposo em pacientes obesos produz melhor delineação das 
estruturas do que ocorre com pacientes não obesos. Assim, a qualidade da 
imagem para o diagnóstico pode ser adequada, embora com mais ruído. 
O paciente deve permanecer o mais imobilizado possível. As fontes 
principais de artefatos de movimentos involuntários do paciente são: 
respiração, atividade cardiovascular, peristalse e engasgo. Os artefatos ficam 
reduzidos diminuindo-se otempo de aquisição de dados. 
Os órgãos radiosensíveis devem ser protegidos sempre que possível 
isto quando estiverem fora do campo de imagem, de 10 a 15 cm do volume de 
investigação. O protetor de gônadas masculino tem se mostrado eficaz. O 
mesmo não ocorre com os protetores das gônadas femininas. 
 
 
COEFICIENTE DE ATENUAÇÃO 
 
O coeficiente de atenuação é uma medida 
arbitrária criada por Hounsfield para quantificar a 
atenuação do feixe de RX apos atravessar o corpo. 
A representação de cada tecido na Escala de 
Hounsfield (EH) varia de acordo com o quanto este 
absorveu de fótons de RX. A água corresponde ao 
valor zero da escala, valor de referencia por ser de 
fácil obtenção para calibrar os aparelhos. 
Tecidos muito densos como os ossos, 
absorvem mais fótons que tecido pouco densos 
como o ar nos pulmões. Por convenção – para manter correspondência com a 
Radiologia - valores altos de atenuação (ossos) são representados em branco 
e valores baixos (ar, gordura) em preto. A EH varia de -1000 (ar) a +1000 
(osso). Atualmente foi estendida para + 4000 para poder incluir o osso cortical 
muito denso. 
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Valores de densidade 
 
Para cada elemento de volume, voxel, o computador calcula um dado 
valor numérico que representa o valor do coeficiente de atenuação daquele 
voxel. Devemos lembrar que este valor de atenuação na realidade corresponde 
à quantidade média de absorção de radiação daquele tecido representado pelo 
pixel no monitor. A densidade na tomografia computadorizada é diretamente 
proporcional (relação linear) com o coeficiente de atenuação, uma constante do 
tecido influenciado por muitos fatores. O coeficiente de atenuação quantifica a 
absorção da radiação X, para uma dada energia do fóton. Após a calibração 
interna do tomógrafo, a densidade do tomograma para a água pura é ajustada 
para o valor numérico 0, e a densidade do ar padrão para –1 000 unidades 
Hounsfield (Hounsfield units, ou simplesmente HU). Esta relação entre o 
coeficiente de atenuação do tecido e as unidades de Hounsfield forma a 
conhecida ESCALA DE HOUNSFIELD. 
 
 
Escala Hounsfield 
 
 
Em tomografia 
computadorizada, os 
valores de atenuação são 
medidos em unidades 
Hounsfield (HU). O valor de 
atenuação do ar padrão e 
da água pura, definidos 
como –1 000 HU e 0 HU, 
respectivamente, representam pontos fixos na escala de densidade do TC e 
mantêm-se inalterados mesmo com a variação da tensão do tubo. Esta é a 
vantagem da Escala de Hounsfield, sua invariância com qualquer parâmetro 
eletro-eletrônico, mecânica ou de processamento computacional. Desta forma, 
os tomógrafos do mundo todo trabalham com esta escala, facilitando a troca de 
informações entre técnicos e médicos radiologistas. Trata-se, pois, de um 
padrão universal. 
Dependendo da radiação efetiva gerada pelo aparelho de tomografia, a 
relação da atenuação dos diferentes tipos de tecidos para o padrão da água 
poderá variar. Portanto, os valores de densidades listados na literatura devem 
ser considerados como simples indicações ou pontos de referência, e não 
como valores absolutos para um determinado tecido ou órgão. Mas mesmo 
assim, estes valores são suficientes para indicar ao radiologista se há sangue 
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normal ou coagulado numa determinada lesão, ou mesmo ajudar a identificar 
secreções presentes nos pulmões, por exemplo. 
Na tabela 1, a seguir, podemos verificar um resumo dos valores médios 
de alguns órgãos e tecidos do corpo humano, bem como a dispersão (variação 
máxima e mínima) em torno deste valor médio. Estes mesmo valores podem 
ser visualizados graficamente na figura abaixo. 
 
 
 
 
Densitometria 
 
A disposição dos detectores no anel de varredura facilita as medições 
quantitativas de densidade em áreas selecionadas livremente no objeto sob 
teste (regiões de interesse). O número de TC, ou unidade Hounsfield, 
representa a média aritmética de todos os valores de atenuação medidos num 
volume elementar individual - voxel. A imagem sozinha em nível de cinza de 
um objeto varrido fornece algumas informações da densidade relativa 
(radiodensidade) da estrutura presente na imagem. Através da comparação 
com os tecidos circundantes, a estrutura pode ser descrita como isodensa 
(mesma densidade), hipodensa (baixa densidade) ou hiperdensa (alta 
densidade). Em órgãos parencmatosos como o cérebro, fígado, rins e 
pâncreas, o valor de atenuação dos tecidos circundantes sadios é normalmente 
usado para comparação. 
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Os números de TC na faixa da água são descritos como água-densos, 
aqueles na faixa da gordura como gordura-densos, e aqueles na faixa dos 
músculos, como músculo-densos. Estas relações são úteis na descrição e 
caracterização de tumores, abscessos e outras anomalias durante o 
diagnóstico radiológico, e estão presentes na literatura médica. 
 
Tempo de aquisição 
 
Varreduras de tempo curto são desejáveis em tomografias 
computadorizadas de corpo inteiro, uma vez que artefatos de movimentos 
causados pela respiração, peristalgia e batimento cardíaco podem ser desta 
forma eliminados. Sistemas de varreduras lentas com movimentos alternados e 
de contra-rotação estão, contudo, sendo substituídos por sistemas de rotação 
contínua, que apresentam tempos mais curtos de varredura. Por isso, o tempo 
de realização do exame, que em alguns equipamentos pode ser ajustado pelo 
técnico, também pode ajudar na melhora da qualidade da imagem. 
 
 
VARIAÇÃO DA IMAGEM 
 
 
 
A imagem tomográfica calculada pelo computador é na realidade um 
conjunto de milhares de valores de Hounsfield memorizados numa matriz 
quadrada. Estes valores podem variar normalmente de –1 000 HU a +3 095 
HU, devido à codificação digital em 12 bits (212 = 4096). Porém, o que 
interessa ao técnico e ao médico radiologista é uma imagem em tons de cinza 
mostrada no monitor. Para que isso aconteça, é necessário que se realize uma 
correspondência entre a Escala de Hounsfield e a escala de níveis de cinza. 
Contudo, o olho humano normalmente só pode distinguir entre 20 e 30 
tons diferentes. Se toda a escala de densidade de 4 000 HU fosse apresentada 
em uma única imagem, o que seria visível seria apenas uma massa de tecidos 
moles, alguma musculatura e ossos, além dos pulmões ou regiões com ar. O 
médico radiologista seria capaz de distinguir apenas um tom de cinza dentro da 
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faixa de diagnóstico de importantes tecidos moles. Pois a faixa entre –100 HU 
e 100 HU seria vista pelo radiologista como uma mancha só. Ele não poderia 
visualizar todas as nuances densitométricas mensuráveis pelo computador, e 
importantes informações para o diagnóstico seriam perdidas. 
A janela da imagem foi então 
desenvolvida como uma forma de 
produzir contrastes vívidos mesmo 
em diferenças densiométricas 
suaves. O nome janela é utilizado, 
pois ela permite que se visualize 
apenas uma parte da imagem, não 
em tamanho, mas em contraste, e 
também