4302-RESSONANCIA MAGNÉTICA E TOMOGRAFIA COMP - APOSTILA

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RESSONÂNCIA MAGNÉTICA 
E 
TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA 
 
 
 
 
 
 
 
RESSONÂNCIA MAGNÉTICA 
Introdução 
 
 
A Ressonância Magnética é uma tecnologia que utiliza um forte campo magnético e 
ondas de radiofrequência para produzir imagens detalhadas dos órgãos internos e tecidos. 
A Ressonância magnética é a propriedade física exibida por núcleos de determinados 
elementos que, quando submetidos a um campo magnético forte e excitados por ondas de 
rádio (RF) em determinada frequência (frequência de Larmor), emitem rádio sinal. Portanto 
não utilizando radiação ionizante como nos exames de Tomografia Computadorizada, 
Radiografia e outros exames do Radiodiagnóstico. 
É hoje um método de diagnóstico por imagem, estabelecido na prática clínica, e em 
crescente desenvolvimento. Dada à alta capacidade de diferenciar tecidos e coletar 
informações bioquímicas, o espectro de aplicações se estende a todas as partes do corpo 
humano e explora aspectos anatômicos e funcionais. 
 
 
 
Desde 1982, o uso da imagem por ressonância magnética (RM) cresce de maneira 
exponencial e migra rapidamente de um contexto de pesquisa para um contexto clínico, 
superando a rapidez de evolução de qualquer outra técnica de aquisição de imagens. 
O mais antigo experimento biológico em RM de que se tem noticia foi realizado na 
Universidade de Stanford (EUA), logo após a descoberta do fenômeno, quando Bloch obteve 
um forte sinal de RM ao inserir o dedo na bobina de radiofrequência de seu espectrômetro. 
Os primeiros estudos em ressonância magnética (RM) foram realizados em 1946 por 
dois grupos independentes: Purcell em Harvard, que estudava os sólidos e Bloch em Stanford, 
que estudava os líquidos (BLOCH et al., 1946; PURCELL et al., 1946). 
 
Nessas primeiras experiências, a RM era usada para realizar a análise química das 
estruturas, conhecida como espectroscopia. Raymond Vahan Damadian é um 
armênio, americano, médico e inventor do primeiro MR (Ressonância 
Magnética), Máquina de Digitalização. Sua pesquisa em sódio e potássio nas 
células vivas levou a sua primeira experimentos com ressonância magnética 
nuclear (RMN), que o levou a propor o primeiro scanner de corpo MR em 1969. 
 
 
A máquina responsável pelo exame de ressonância magnética foi criada em julho de 1977. The Indomitable, o 
primeiro tomógrafo de ressonância magnética. 
Raymond Damadian, Larry Minkoff e Michael Goldsmith. 
 
 Em 1971 Raymond Damadian demonstrou que há diferença no tempo de relaxamento 
de diferentes tecidos e tumores, motivando os cientistas a considerar a RM como importante 
método de detecção de doenças. 
Em 1972, Lauterbour, da Universidade de Illinois, obteve as primeiras imagens com a 
RM, as quais foram publicadas na Revista Nature (LAUTERBUR, 1973). A RM foi apresentada 
em 1973 por Paul Lauterbur no mesmo ano em que a Tomografia Computadorizada foi 
introduzida por Hounsfield. Em 1976, Mansfield, da Universidade de Nottinghan, produziu as 
primeiras imagens de uma parte do corpo: um dedo. 
Em 1992 a RM funcional foi descoberta, esta técnica permite o mapeamento da função 
de várias regiões do cérebro humano. 
 
Em 2003, pelos avanços proporcionados pela aplicação da técnica de imagem por 
ressonância magnética (IRM), Paul Lauterbour e Peter Mansfield receberam o prêmio Nobel 
de Medicina. O primeiro exame de IRM na América Latina foi realizado no Hospital Israelita 
Albert Einstein em 1986, em São Paulo, Brasil. 
Foi chamado de RNM, pois: 
N - apenas alguns núcleos de alguns átomos reagiam desta maneira; 
M - um campo magnético era necessário para completar esta ação; 
R - devido à frequência dos campos magnéticos e a radiofrequência. 
 
As imagens de RM têm maior capacidade de demonstrar diferentes estruturas no 
cérebro e têm facilidade em demonstrar mínimas alterações na maioria das doenças. 
 As alterações morfológicas são mais facilmente avaliadas do que na TC, bem como 
há maior sensibilidade para doenças desmielinizantes e processos infiltrativos. 
 
 
TC RM 
 
Competências e funções do operador de Ressonância Magnética: 
‑ Operar os sistemas de ressonância magnética e realizar procedimentos de 
geração de imagens, integrando equipes multiprofissionais; 
‑ Dominar e aplicar as ações e procedimentos de segurança; 
‑ Orientar o paciente/cliente quanto aos procedimentos necessários para a 
realização do exame; 
‑ Avaliar, processar e documentar a imagem; 
‑ Dominar o equipamento para geração de imagens; 
‑ Utiliza protocolos desenvolvidos para a unidade; 
‑ Interage e posiciona o paciente/cliente; 
‑ Observa as normas de biossegurança; 
‑ Utiliza os dispositivos e acessórios em RM. 
 
Vantagens dos exames por RM 
 Identificação das estruturas com possibilidade de caracterização tecidos. Obtenção de 
imagens em quatro planos – axial, coronal, sagital e oblíquos. Obtenção de imagens de vasos 
sanguíneos, determinando direção e velocidade de fluxo sanguíneo, sem a necessidade de 
contraste. Uso de contraste paramagnético e não iodado, em caso de pacientes alérgicos a 
iodo. 
 
 
 
Desvantagens dos exames por RM 
 Durante o exame, a máquina faz muito barulho. Os pacientes devem ficar completamente 
imóveis durante longos períodos de tempo (em torno de 20 à 90 minutos). 
 Estar em um aparelho de ressonância magnética é uma experiência muito incômoda para 
pessoas com claustrofobia. Altos custos operacionais. 
 Há muitas pessoas que não podem fazer esse exame por questões de segurança, próteses 
ou corpos estranhos que podem ser deslocados (dano funcional e anatômico) em portadores 
de Clipes cerebrais ou cirúrgicos, Marcapasso, DIU, Diafragma, Implantes auditivos e Próteses. 
 
O exame 
Para iniciar, o exame de Ressonância Magnética pode ser resumido através na seguinte 
sequência de procedimentos: 
‑ O paciente é submetido a um campo magnético externo intenso; 
‑ Uma onda de radiofrequência incide no paciente; 
‑ A onda de radiofrequência é desligada; 
‑ O paciente emite um sinal que é usado para a reconstrução da imagem. 
 
 
Princípios físicos 
 Tudo na natureza está formado de pequenas unidades materiais chamadas de átomos. As 
propriedades de ressonância magnética tem origem na interação entre um átomo em um 
campo magnético externo. Cada átomo está constituído por um núcleo, contendo nêutrons e 
prótons, e elétrons girando em órbitas específicas ao seu redor. 
 
 
 
Para imagem por ressonância magnética, o hidrogênio é o escolhido, pois: 
 Quase 80% do corpo humano é água, O nº de prótons existente é da ordem de 1.1023 por 
mm3 água, ou... 
1.000.000.000.000.000.000.000.000 de prótons por mm3 água. 
 Portanto, é um dos mais abundante no corpo humano, além da sua alta sensibilidade à 
Ressonância Magnética e também pois o núcleo do átomo de hidrogênio é o mais simples, 
contém um único próton. 
 Os prótons estão constantemente girando ao redor de um eixo, é o que chamamos de Spin. 
Naturalmente, a carga atribuída ao próton também gira, isto é, se movimenta ao redor de um 
eixo, gerando um campo magnético. 
 No estado de equilíbrio, na ausência de um campo magnético externo, os momentos 
magnéticos dos prótons estão orientados ao acaso. Esta orientação aleatória faz com que o 
momento magnético macroscópico no paciente se anule. 
 
 
O núcleo do hidrogênio 
 Como já falado, o núcleo do hidrogênio é formado por um próton, apenas. Seu número 
atômico, portanto, é igual ao número de massa. Seu próton solitário lhe proporciona um 
momento magnético bem definido e, por ser abundante nos animais, constitui a base da 
imaginologia por RM. 
 O corpo humano, por exemplo, se constitui de 70% a 80% de água. Como já foi dito, toda 
vez que partículas elétricas se movem, elas criam um campo magnético. 
 O hidrogênio, com o movimento rotacional de seu próton único, cria um campo magnético 
induzido à sua volta. Desta forma, esta minúscula partícula funciona nada mais, nada menos, 
como um magnetode proporções infinitas e mais provido de pólos norte e sul, de igual 
intensidade. Os pólos deste pequeno magneto são alinhados por um eixo que representa o 
momento magnético que tem as propriedades de um vetor: a direção do vetor é a direção do 
momento magnético e o comprimento do vetor é igual ao comprimento do momento 
magnético. 
 Na natureza, apenas sob o efeito do campo magnético terrestre, os momentos magnéticos 
dos núcleos de hidrogênio não têm uma orientação definida. Porém, em ambientes de fortes 
campos magnéticos estáticos os momentos magnéticos dos núcleos de hidrogênio se alinham 
a este campo magnético, como uma agulha magnética se alinha ao campo magnético 
terrestre, a maior parte dos núcleos alinhando-se na mesma direção (paralela) e uma pequena 
parte na direção oposta (antiparalela) ao eixo do campo magnético. Os núcleos que alinham 
seu momento magnético na direção paralela são considerados de baixa energia ou de rotação 
positiva e os que alinham seu momento magnético na direção antiparalela (180º, na direção 
oposta) são de alta energia ou de rotação negativa. Dentro de um campo magnético forte e 
estático, os fatores determinantes do alinhamento do momento magnético para cima 
(paralelo) ou para baixo (antiparalelo) são a potência deste campo magnético e o nível de 
energia térmica dos núcleos, pois núcleos de baixa energia térmica não possuem energia 
suficiente para opor-se ao campo magnético na direção antiparalela. 
 Núcleos de alta energia térmica, contudo, dispõem de um diferencial de energia térmica 
suficiente para opor-se ao campo magnético externo. Porém, se aumentarmos a potência do 
campo magnético externo, o número destes núcleos de alta energia diminuem 
progressivamente. Como o estado paralelo é de baixa energia, ele é mais estável que o estado 
antiparalelo, de alta energia, e dentro de um forte campo magnético o número de prótons 
apontando para cima (direção paralela) é maior do que o número de prótons apontando para 
baixo (direção antiparalela). 
 Assim sendo, a diferença da somatória de prótons para cima e da somatória de prótons 
para baixo é representada por um vetor (resultante) cuja direção é a mesma do campo 
magnético. Em imaginologia, o paciente é sempre colocado em um campo magnético externo 
de potência fixa e a resultante é representada por um único vetor denominado vetor de 
magnetização efetiva (VME). Portanto, o VME seria um vetor que representaria a diferença 
de energia entre a população de prótons de hidrogênio de baixa e alta energia e, quando este 
estado é alcançado, dizemos que os tecidos do paciente estão em equilíbrio e totalmente 
magnetizados. 
 Pode se provocar uma mudança na direção do VME de um determinado tecido do paciente, 
de um estado de baixa energia (paralela) para um estado de alta energia (antiparalela), 
bastando, para isso, acrescentar aos prótons em questão energia na forma de ondas de rádio. 
À medida que uma maior quantidade de energia é acrescentada ao sistema, maior a 
quantidade de campos magnéticos protômicos que mudam para a direção oposta, de baixo 
para cima e maior, portanto, a intensidade do VME. 
 Assim, o VME é tanto maior quanto maior o campo magnético em que está inserido o 
paciente. É por isso que, em campos de alta potência, os sinais obtidos são melhores. 
 
Precessão 
 Quando o núcleo do hidrogênio está em um campo magnético de potência zero, 
teoricamente o mesmo encontra-se girando apenas em torno de seu eixo e a resultante dos 
vetores de todos os átomos de hidrogênio, o vetor de magnetização efetiva (VME), por sua 
vez, deve também girar apenas em torno de seu eixo. Sob influência de um campo magnético, 
contudo, o VME apresenta uma rotação adicional em torno do eixo deste campo magnético. 
Esta rotação secundária é denominada de precessão e faz com que o VME descreva um 
movimento circular em torno do eixo do campo magnético. 
 Este movimento de precessão dos eixos dos átomos de hidrogênio pode ser comparado ao 
movimento do pião. O número de movimentos de precessão na unidade de tempo é 
denominado frequência de precessão e a unidade da frequência precessão é o megahertz 
(MHz). Um Hz equivale a um ciclo por segundo e um MHz a um milhão de ciclos por segundo. 
 Quando os prótons são submetidos a um campo magnético externo os prótons, agem como 
pequenos ímãs - alinham-se espontaneamente ao longo das linhas de força do campo 
magnético externo. Em direção ao campo magnético externo (paralelamente) ou em direção 
contrária (antiparalelamente). 
 Em um campo magnético externo os prótons se movimentam de maneira similar ao 
movimento que realiza o pião sobre a terra. Este tipo de movimento realizado pelo próton 
num campo magnético externo é chamado de precessão. 
 No paciente submetido a um campo magnético externo emitimos uma onda de 
radiofrequência (RF) sintonizada, ou seja, uma onda intensa de curta duração, isto é, um pulso 
de radiofrequência. 
 O objetivo é conseguir perturbar aqueles prótons que se encontram precessando 
pacificamente em direção ao campo magnético externo. 
 Para que isso aconteça é necessário que o pulso de radiofrequência e a frequência de 
precessão dos prótons sejam a mesma. Este fenômeno é chamado de ressonância, daí o nome 
de Ressonância Magnética, dado a esta técnica de imagens. 
 A frequência específica de ressonância é chamada de “frequência de Larmour” e é 
calculada com base no tecido cuja imagem vai ser gerada e na intensidade do campo 
magnético principal. 
A equação de Larmor permite calcular exatamente a frequência de precessão. Num 
campo magnético de 1 Tesla, por exemplo, a frequência de precessão do hidrogênio é de 42 
MHz. 
 Quando os núcleos de hidrogênio recebem a energia, tornam-se instáveis. Ao retomar ao 
estado habitual, eles emitem ondas eletromagnéticas. Então o equipamento detecta essas 
ondas e determina a posição no espaço e a intensidade de energia. Essa intensidade é 
mostrada como brilho da imagem, chamada de intensidade de sinal. 
 
Os Prótons submetidos a um campo magnético 
Num campo magnético de 1 Tesla existem vários milhões de prótons precessando com uma 
frequência de 42 milhões de vezes por segundo. Estes prótons, como pequenos ímãs, 
orientam-se de forma paralela ou antiparalela ao campo magnético externo B0. As forças 
magnéticas diametralmente opostas, eliminam-se mutuamente. Mas como sempre um maior 
número de prótons está alinhado no sentido do campo magnético (para cima), as forças 
magnéticas, nesta direção, não serão totalmente eliminadas. 
 
 Então colocando um paciente no campo magnético de uma unidade de Ressonância 
Magnética, o próprio paciente transforma-se num ímã, isto é, adquire um campo magnético 
próprio. Nele, os vetores dos prótons que não se cancelam entre si, somam-se. E por estar 
essa magnetização direcionada ao longo do campo magnético externo é denominada de 
magnetização longitudinal. 
 Assim, num campo magnético externo intenso, um novo vetor magnético será criado no 
paciente. Este vetor está orientado em direção ao campo externo e o sinal decorrente poderá 
ser útil para formação da imagem de Ressonância Magnética. A magnetização perpendicular 
à direção do campo magnético pode ser medida, mediante a excitação dos prótons, isto é, 
fornecendo energia ao movimento precessional dos prótons, a fim de que procedam à 
mudança da direção da magnetização gerada. 
 No paciente submetido a um campo magnético externo emitimos uma onda de 
radiofrequência (RF) sintonizada, ou seja, um tipo de radiação eletromagnética com 
frequência localizada na faixa das ondas de rádio e, mais exatamente, uma onda intensa de 
curta duração, isto é, um pulso de radiofrequência. 
 O objetivo é conseguir perturbar aqueles prótons que se encontram precessando 
pacificamente em direção ao campo magnético externo. 
 Para isso é necessário que o pulso de radiofrequência seja especial e assim consiga trocar 
energia com os prótons almejados. Quando o pulso de radiofrequência ω e a frequência de 
precessão dosprótons é a mesma poderá trocar energia com os prótons em precessão (é 
necessário que o pulso de radiofrequência tenha a mesma “velocidade” que os prótons). Este 
fenômeno é chamado de ressonância; daí o nome de Ressonância Magnética, dado a esta 
técnica de imagens. 
Acontecem dois efeitos quando os prótons expostos a estes pulsos de radiofrequência: 
‑ uns absorvem a energia do pulso e mudam-se do nível de menor para o de maior 
energia (seus vetores apontarão para baixo), e 
‑ começam a precessar em fase ( na mesma direção e no mesmo tempo). 
 
 
 Tudo isto resulta, como pode ser visto na figura, numa redução do vetor da magnetização 
longitudinal e no crescimento de uma nova magnetização no plano (x,y) - chamada de 
magnetização transversal. Esta magnetização se movimenta com a mesma frequência de 
precessão dos prótons (frequência de Larmor ω0). 
 Uma vez que o pulso de radiofrequência é desligado, o sistema total, que foi perturbado, 
retorna ao seu estado original de equilíbrio. A nova magnetização transversal estabelecida 
começa a desaparecer (o processo é chamado de relaxação transversal) enquanto que a 
magnetização longitudinal cresce até recuperar seu tamanho original (este último processo é 
chamado de relaxação longitudinal). 
 
 
 
Realização do exame 
O exame de Ressonância Magnética pode ser resumido através da seguinte sequência de 
procedimentos: 
• O paciente é submetido a um campo magnético externo intenso 
• Uma onda de radiofrequência incide no paciente; 
• A onda de radiofrequência é desligada; 
• O paciente emite um sinal que é usado para a reconstrução da imagem.; 
• Uma onda de radiofrequência incide no paciente; 
• A onda de radiofrequência é desligada; 
• O paciente emite um sinal que é usado para a reconstrução da imagem. 
 
 
 
Componentes do sistema de Ressonância Magnética 
‑ Magneto principal. 
‑ Bobinas de gradientes de campo magnético. 
‑ Transmissor e receptor de radiofrequências (RF). 
‑ Processador de imagens e sistema de computadores. 
 
 
 
Magnetos 
A função deste componente é formar um campo magnético estático uniforme, sobre o qual 
se superpõem os gradientes do campo magnético e os pulsos de RF necessários para a 
obtenção das imagens. 
 É o componente mais visível e um dos mais discutidos em RM. O magneto fornece o campo 
magnético no qual ocorre a precessão dos núcleos. 
Existem diversos tipos de magnetos utilizados em RM, todos apresentam um propósito 
específico: criar um campo magnético forte que é medido em Tesla (T). A potência de um 
equipamento de RM varia de 0,1 a 3,0 T. 
 É um grande ímã, cuja potência é variável e pode ser medida em unidade de campo 
magnético (Gauss ou Tesla, sendo que 1 Tesla (T) equivale a 10.000 Gauss(G). 
 
Três tipos de magnetos são conhecidos: 
‑ Supercondutor 
‑ Resistivos 
‑ Permanente 
 
Supercondutor 
 É constituído por fios de Nióbio e Titânio, denominados materiais supercondutores, pois 
apresentam resistência zero sob uma temperatura muito baixa 4ºK (Kelvin). 
 Os fios são resfriados pelos criogênios Nitrogênio líquido (-195,8ºC) e o Hélio líquido (-
268,9ºC) para eliminar a resistência. Pode-se assim, obter campos magnéticos altos ( 0,5 a 4T 
) com gasto energético mínimo. 
 As desvantagens são o alto custo para aquisição; manutenção devido ao uso do Hélio 
líquido que é realizado periodicamente. Por possuir altos campos magnéticos são necessários 
cuidados adicionais nos equipamentos dotados com magnetos supercondutores para evitar 
acidentes como objetos metálicos lançando voo em direção ao magneto e pacientes. 
 
Resistivos 
 Consistem em muitas voltas de fios enrolados ao redor de um cilindro por onde passa uma 
corrente elétrica, necessária para produção de campo magnético de grande magnitude. 
 Se a eletricidade for desligada, o campo magnético também se desliga. 
 Esses magnetos são baratos de construir, porém requerem grandes quantidades de 
eletricidade. 
 
Permanentes 
 Os magnetos permanentes são constituídos por grandes blocos de material 
ferromagnético, que conservam o magnetismo após serem expostos a outro campo 
magnético. 
 O material mais comumente utilizado para a sua produção é uma liga de alumínio, níquel 
e cobalto, conhecida como ALNICO, com aspecto semelhante ao de uma ferradura simples. 
 A principal vantagem deste magneto é que não necessita de um campo de força, portanto 
ficam magnetizados permanentemente proporcionando um baixo custo operacional. Podem 
ser fabricados com configurações abertas, que apesar de baixas potências de campo, tornam-
se benéficos para pacientes claustrofóbicos e obesos. 
 A grande desvantagem é o peso excessivo (liga de alumínio, níquel ou cobalto) e a 
impossibilidade de obter campos magnéticos superiores a 0,3 Tesla. 
 
 
 
Tipos de equipamento 
Campo aberto: 
Possui intensidade de campos de até 0,3 Tesla. 
São mais confortáveis ao paciente com claustrofobia. 
Imagens adquiridas são de qualidade inferior. 
Tempo de aquisição superior. 
 
Campo fechado: 
Acima de 0,3 Tesla até 3,0 Teslas (na prática médica os mais comumente utilizados são 
magnetos de 1,0 e 1,5 Tesla). 
Qualidade de imagem melhor. 
 
 
 
 
No interior do magneto existem: 
Bobinas de gradiente: são bobinas eletromagnéticas, com potência para provocar variações 
e/ou alterações lineares no campo magnético. 
 Os gradientes são responsáveis pelas seleções de cortes, formações de imagens, 
codificação de fase e codificação de frequência. Gradientes potentes possibilitam a 
aquisição de imagens de alta velocidade ou de alta resolução. 
 Três bobinas, chamadas de gradientes (X, Y e Z) que são três magnetos auxiliares com 
potência bem menor que o magneto principal: 
 
a) gradiente X - altera o campo magnético e seleciona cortes sagitais; 
b) gradiente Y - altera o campo magnético e seleciona cortes coronais; 
c) gradiente Z – altera o campo magnético e seleciona cortes axiais. 
 
Os cortes oblíquos são selecionados por associação de dois gradientes. 
 
 
 
Bobinas de Radiofrequência: são antenas que produzem e detectam a radiofrequência, são 
utilizadas para excitar uma determinada região com pulsos de RF e medir o sinal emitido pelos 
tecidos. 
 
 Influenciam decisivamente na qualidade das imagens, quanto menor a bonina e quanto 
mais próxima da região de interesse, melhor a qualidade de imagem. 
 
 
 
Há vários tipos usados atualmente na aquisição de imagens de RM: 
‑ Bobina de Volume; 
‑ Bobina de Superfície; 
‑ Bobina de Arranjo de Fase; 
‑ Bobina Endocavitárias. 
 
 
 
Bobinas de volume ou transceptoras (corporal): Transmitem ou recebem pulsos de RF. A 
maioria são bobinas de quadratura, que possuem dois pares de bobinas para transmitir e 
receber o sinal do tecido. A grande vantagem das bobinas de volume é para estudar regiões 
maiores. 
Ex.: bobinas de cabeça, corpo, coluna e quadratura e extremidades. 
 
 
Bobina de cabeça e pescoço – Head neck coil 
 
Bobinas de superfície: São bobinas receptoras dos sinais dos tecidos. São utilizadas nas 
superfícies cutâneas. Imagens adquiridas com bobinas de superfície tem ótima relação/ ruído, 
possibilitando adquirir imagens com maiores detalhes anatômicas. 
 
 
Bobina p/ ATM – Sense Flex-M Coil 
 
Bobinas de arranjo de fase: São bobinas constituídas por receptores múltiplos que são 
conjugadas e aumentam a qualidade da imagem gerada. O sinal captado pelo receptor de cada 
segmento é combinado para formar a imagem. Geralmente são utilizadas para estudos da 
coluna vertebral. 
 
 
 Bobina de coluna – Sense Spine Coil 
 
Computador e processamento de imagens 
 É utilizado para armazenamento, processamento de dados e visualização das imagens em 
um monitor digital. Controla o ritmo dos pulsos, reconstrução de imagens, controle do TR e 
TE e conversão de sinal em imagem. 
 
 
 
Quenching 
É o botão de emergência do magneto. Estão localizados dentro e fora da sala de exame e 
desativam imediatamente o campo magnético. Deve serusado somente em casos de 
emergência. 
Libera o gás Hélio, causa evaporação do gás hélio líquido, responsável por resfriar o 
magneto. 
 
 
Blindagem da sala de exames 
 O equipamento de Ressonância Magnética é um aparelho que faz imagens da anatomia 
humana através de um forte campo magnético e ondas de radio de alta frequência, sem a 
necessidade de nenhum tipo de cirurgia (método não-invasivo). 
 A Ressonância usa pulsos de radio frequência (RF) para excitar o núcleo de hidrogênio 
dentro do corpo humano. Estes núcleos emitem sinais muito fracos de RF ao se aliarem com 
o campo magnético. Estes fracos sinais de radiofrequência são decodificados pelo computador 
da Ressonância , que com isto gera uma imagem anatômica do corpo. 
 Para proteger o funcionamento do equipamento e proteger o ambiente externo, uma 
blindagem de radio frequência deve ser construída ao redor da sala. 
 A blindagem magnética é constituída de aço com baixo teor de carbono e magnésio e com 
especifico tratamento térmico garantem a qualidade e performance da blindagem, sendo que 
atualmente a utilização de Aço Silício, pois é um material mais leve e de melhor 
condutibilidade magnética. Assim reduzindo a permeabilidade magnética fora da sala. 
O objetivo de uma blindagem Magnética é para: 
‑ Proteger o ambiente em volta dos efeitos do campo magnético gerado pelo Magneto. 
O campo magnético pode distorcer monitores de imagens , intensificadores de 
imagens e principalmente causar mal funcionamento em Marca Passos e 
Bioestimuladores. 
‑ Proteger a homogeneidade do campo magnético do ambiente externo. O movimento 
de massa metálica próximo ao campo, pode causar flutuação do mesmo e distorcer as 
imagens medicas que estão sendo adquiridas. 
A área de atuação do campo magnético depende do campo do equipamento de 
Ressonância, tamanho do magneto e seu posicionamento dentro da sala . 
 
 
 A blindagem de RF consiste de painéis modulares cobertos com um material altamente 
condutivo, que na maioria dos casos é o Alumínio ou Cobre. Estes painéis são parafusados 
entre si, dentro da sala, perfazendo uma completa e continua blindagem auto sustentável . 
 No interior da blindagem são instalados colunas verticais de madeira para que nelas sejam 
instalados o acabamento interno da sala sem perigo de danificar a blindagem. Tendo por 
função impedir que ondas de RF externas com rádios, celulares, telefones sem fio e outro 
eletroeletrônicos, interfiram na captação de imagens. 
O objetivo de uma blindagem de RF é para: 
‑ Conter os pulsos de radio frequência gerados pelo equipamento MRI. Se estes pulsos 
gerados pelo equipamento saíssem da sala de exames , eles poderiam danificar outras 
transmissões de radiofrequência nas proximidades (TV, emissoras de radio, celulares, 
etc.). Além de interferir com o funcionamento de outros aparelhos médicos que são 
suscetíveis a RF ( Ultra-som , Tomografo , etc) . 
‑ Manter os ruídos de radiofrequência do ambiente ( TV, emissoras de Radio, celulares, 
etc.) fora da sala de exames. Uma vez que a Ressonância detecta sinais muito fracos 
de radiofrequência do corpo, as imagens seriam corrompidas com qualquer outro sinal 
de radiofrequência presente no ambiente. 
A frequência dos sinais produzidos e detectados pela Ressonância são proporcionais à 
força do campo magnético e variam de fabricante para fabricante. 
 
Mecanismo de contraste 
 As imagens por ressonância magnética obtêm contraste principalmente: 
• Densidade de prótons 
• T1 
• T2 
 
 A diferenciação de contraste entre dois tecidos adjacentes (por exemplo, 
entre um tumor cerebral e substância branca normal) depende das diferenças entre as 
densidades de prótons, os T1 e T2 dos dois tecidos. 
Os parâmetros que podem afetar o contraste das imagens e que estão sob o 
controle do operador incluem: 
 A escolha da sequência de pulso 
 Ângulo de excitação do pulso de rf (flip angle) 
 Espessura do corte 
 Campo de visão 
 Tamanho da matriz 
 Uso de agentes de contraste exógeno 
 
Aplicando-se um pulso de radiofrequência com frequência de precessão 
correspondente à do átomo de hidrogénio, ocorre movimentação do vetor M0 para o plano 
transversal devido à absorção de energia (cujo ângulo se denomina Flip Angle). Esta 
movimentação vai colocar os prótons de hidrogénio em fase e fazer com que eles se movam 
uns em relação aos outros, obtendo-se o sinal de RM através da indução de corrente na antena 
receptora e consequente, obtenção de sinal que irá formar a imagem. Este fenômeno é 
também conhecido como excitação. 
Quando o pulso de radiofrequência é desligado, os prótons excitados perdem a 
energia através de movimentos espirais (spins) em torno do eixo Z até regressarem ao seu 
estado energético iniciais, ou seja, até se encontrarem novamente alinhados com o eixo 
longitudinal, o campo magnético princial (B0). Este fenómeno corresponde à recuperação 
longitudinal ou tempo T1, o tempo necessário para que a magnetização longitudinal recupere 
63% do seu valor inicial. 
Em simultâneo, ocorre também decaimento da magnetização transversal devido à 
interação entre spins dos átomos de hidrogénio, provocando a perda de coerência de fase. 
Também denominado tempo T2, este é relativo ao tempo necessário para que a 
magnetização no plano transversal atinja 37% do seu valor inicial. 
 
TR e TE 
TR é o tempo de repetição: é o tempo entre o pulso de 90° e o próximo pulso de 90°. 
TE é o tempo de eco: é o tempo entre o pulso de RF e a leitura do sinal. 
 
 
Densidade de prótons 
Este é o contraste básico da RM. 
 É a diferença na intensidade do sinal dos tecidos que são decorrentes de seu número 
relativo de prótons por unidade de volume. 
 O contraste por DP está sempre presente e depende do paciente e da área que está 
sendo examinada. 
Para obter-se a ponderação por DP tem-se de diminuir os efeitos dos contrastes T1 e T2. 
Para isso, utiliza-se um TE CURTO e um TR LONGO. 
Devido à ausência de um contraste T1 ou T2 forte, essas imagens de elevada relação sinal-
ruído são designadas imagens de densidade de prótons. 
 
T1 
Para obter o máximo de contraste em T1, que é a diferença na intensidade do sinal com base 
nos tempos T1 teciduais, o tempo TR na sequência de pulso é reduzido. Isso leva a uma 
imagem ponderada em T1. 
Com um TR mais longo, os tecidos já recuperaram integralmente sua magnetização 
longitudinal e têm intensidade de sinal semelhante e pouco contraste. 
Uma sequência de TR curto aumentará ao máximo o contraste T1, mas isso também afetará 
outros aspectos da qualidade da imagem. 
 Hipersinal em T1: 
• Gordura 
• Hemangiona 
• Lipoma intra-ósseo 
• Melanina 
• Sangue com fluxo lento 
• Colesterol liquido 
• Depósito de gordura por degeneração 
• Fluidos hiperproteicos 
 
Hiposinal em T1: 
• Infecção 
• Tumores 
• Cistos 
• Calcificação 
• Água 
• Ferro 
• Fibrose 
• Esclerose 
 
Imagens pesadas em T1 
 Curto TR e curto TE. 
 Mostram gordura mais claro e água mais escuro. 
 
 
T2 
Para ter uma diferença máxima na intensidade do sinal com base nos tempos T2, o tempo TE 
na seqüência de pulso é aumentado. Isso leva a uma imagem ponderada em T2. 
 Os tecidos têm intensidade de sinal semelhante e pouco contraste com um TE mais curto. 
Isso ocorre por não ter transcorrido um tempo suficiente para que as diferenças de T2 causem 
a defasagem dos spins. 
 Uma sequência de TE longo, portanto, obterá um contraste em T2 máximo à custa da 
qualidade de imagem. 
Hipersinal em T2: 
• Líquor 
• Infecção 
• Inflamação 
• Alguns tumores 
• Sangue com fluxo lento 
• Cistos 
• Água 
 
Hiposinal em T2: 
• Osso cortical 
• Ferro 
• Melanina 
• Fibrose 
• Fungo 
• Hematoma na fase aguda 
• Calcificação 
 
Imagens pesadas em T2 
 Longo TR e longo TE. 
 Gordura aparece mais escura e água aparece mais clara. 
 Massa branca contém gordura, aparecendo mais escura que massa cinzenta. 
 
 
 
 
 
Outras sequências utilizadas na ressonância magnética: 
 T2 GRE 
 Saturação de gordura(FAT-SAT)/SPIR 
 Seqüência Inversion Recovery (IR) 
 STIR 
 FLAIR 
 
Segurança em RM 
Muitas das lesões relacionadas à RM decorreram do aparente descumprimento de 
princípios de segurança ou do uso de informações impróprias ou desatualizadas. Assim sendo, 
é de extrema importância que se sigam as normatizações existentes no âmbito de segurança 
em RM. 
Proteger o cliente dos riscos e acidentes relacionados ao ambiente de RM depende do 
entendimento dos efeitos biológicos dos campos eletromagnéticos, bem como dos riscos que 
envolvem a presença de diversos tipos de implantes, aparelhos e acessórios médicos 
implantáveis dentro deste ambiente. Desta forma, é necessário um minucioso rastreamento 
a respeito da presença destes aparatos, sendo obrigatório o respeito às recomendações e 
normas de segurança. 
 
Contra indicações para o exame: 
As contra indicações absolutas são: 
‑ Clipes vasculares intracranianos: a movimentação do clipe pode danificar o vaso, 
resultando em hemorragia; 
‑ Marcapassos cardíacos: o campo magnético pode alterar o funcionamento do 
marcapasso; 
‑ Corpos estranhos ferrosos intra-oculares; 
‑ Próteses oculares. 
 
As contra indicações relativas são: 
‑ Próteses metálicas; 
‑ Tatuagem; 
‑ Mulheres em gestação até o 3º mês de gravidez; 
‑ Pacientes claustrofóbicos; 
‑ Pacientes muito obesos; 
‑ Estilhaços. 
 
Obs: A contra indicação vai depender da quantidade de material ferromagnético e da 
possibilidade de aquecimento e/ou movimento. 
 
 
TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA 
Introdução 
 
A Tomografia Computadorizada (TC) é um dos métodos de diagnóstico por imagem que 
utiliza radiação ionizante produzida artificialmente para gerar imagens do interior dos objetos 
em forma de tomos, ou cortes. 
O advento da tomografia computadorizada (TC) é considerado uma das grandes inovações 
no campo da radiologia desde o anúncio dos raios X, por Wilhelm Conrad Röntgen, em 1895. 
Essa técnica de imagens por secção permite o diagnóstico com melhor percepção da área a 
ser avaliada, aumentando as chances de assertivas quanto ao planejamento de tratamento e 
ao controle. 
O termo tomografia deriva das palavras gregas tomos, que significa “fatia” e graphein, que 
significa “escrever”. A TC utiliza um computador sofisticado e um sistema mecânico que provê 
imagens anatômicas seccionais nos planos axial, sagital e coronal. O conceito de TC pode ser 
simplificado pela comparação do procedimento com a imagem de um pedaço de pão; a 
radiografia convencional produz imagens do pão como um todo, enquanto a TC produz fatias 
individuais do pão e de qualquer imagem, (o que chamamos também de secções ou cortes), 
que são visualizadas independentemente. 
 
 
 
Apenas nas décadas de 1960 e 1970, com os relatos de Allan Cormack e Godfrey Hounsfield, 
desenvolveu-se o primeiro tomógrafo, que lhes rendeu o Prêmio Nobel em Medicina em 1979. 
Entretanto, estudos sobre conceitos básicos de TC datam de 1917, com o estudo de Johann 
Radon e suas reconstruções matemáticas. 
 
Em 1980, pesquisas apresentaram avanços no uso da TC, demonstrando eficiência para o 
diagnóstico de câncer de pulmão. 
A TC foi desenvolvida na década de 70 por Godfrey Newbold Hounsfield e seus 
colaboradores com a realização do primeiro exame de crânio. No decorrer do tempo esse 
método vem passando por grande evolução, saindo da primeira geração da década de 70, que 
levava aproximadamente 5 minutos para efetuar a varredura de uma sorte, diferentemente 
dos dias atuais, onde se leva alguns segundo para varrer o volume do exame e gerar dezenas 
ou mesmo centenas de imagens. 
 
Auxilia nos dias de hoje na área médica no diagnóstico de usuários com massas, nódulos, 
aneurismas, abcessos, lesões múltiplas, cânceres e traumatismo. 
Além disso, a técnica passou também a ser utilizada para o diagnóstico de lesões cerebrais. 
Atualmente, a TC é um dos mais importantes métodos de diagnóstico: possibilita aquisição 
de imagens em cortes, sem sobreposições, com melhor contraste entre os tecidos do que a 
radiografia convencional, permitindo a observação da topografia total da área de interesse. 
Permite, assim, melhor visualização de uma estrutura específica ou de regiões de tecido mole 
que, com outras técnicas, não poderiam ser observadas satisfatoriamente. 
 
Vantagens 
Uma grande diferença entre a Radiografia convencional e a TC é: 
‑ Mínima superposição de estruturas 
‑ Excelente contraste das imagens 
‑ Capacidade de distinguir estruturas de densidades muito próximas. 
 
As vantagens da TC, fazendo referência à TC espiral, partem da contínua aquisição de dados 
em um curto tempo de escaneamento. Com a TC convencional, pequenas lesões não eram 
notadas, principalmente devido ao erro causado pela respiração do paciente. Entretanto, com 
a TC espiral, o mesmo volume pode ser observado em um mesmo intervalo de respiração, 
eliminando movimentos. 
O uso da técnica de interpolação de imagem aperfeiçoou a visualização de pequenas 
lesões, eliminando efeitos de volume parcial. Quando a colimação é fina, imagens 
bidimensionais (2D) podem ser geradas em vários planos, e são geradas reconstruções 3D de 
boa qualidade. 
Com o curto tempo de escaneamento, pode-se usar contraste intravenoso com maior 
efetividade, fornecendo maior contraste ou diminuição no volume do material de contraste a 
ser utilizado. Isso trouxe avanço significativo na detecção de lesões hepáticas e pancreáticas. 
O alto contraste vascular também é fundamental para a angiografia por TC, método possível 
somente com a TC espiral. A aquisição em volume e o pouco tempo de exame são 
fundamentais para capturar o realce do contraste arterial e gerar imagens vasculares tipo 
angiografia. 
 
Desvantagens 
As desvantagens da TC recaem sobre aparelhos antigos que necessitam de menor dose de 
radiação por rotação, podendo levar a uma baixa qualidade da imagem. Aparelhos mais 
modernos empregam tecnologia avançada em fonte de radiação, não havendo tal limitação. 
Apesar de o tempo de escaneamento ser curto, há mais dados a serem processados, o que 
pode aumentar o tempo para reconstrução da imagem. Aparelhos modernos requerem 
aproximadamente 1 segundo por imagem, entretanto, quanto maior for o número de cortes, 
maiores serão o tempo e o custo. 
O curto tempo de exame também pode complicar a administração de contraste médio, 
podendo ocorrer novos tipos de artefato. Uma técnica errônea na aplicação do contraste pode 
gerar um resultado falso ou aquém do real. 
Mesmo em tomógrafos mais modernos, os artefatos metálicos ainda representam grande 
limitação para interpretação da imagem. Os metais atenuam os raios X, formando imagens 
hiperdensas pronunciadas e interferindo na imagem 
O tomógrafo desenvolvido por Hounsfield é conhecido como TC convencional, pois, a cada 
exposição de uma secção, a mesa (onde se encontra o paciente) movimenta-se e em seguida 
para, dando início a uma nova rotação do conjunto fonte-detectores. Este sistema apresenta 
como desvantagem o longo tempo de exame, causando certo desconforto ao paciente, que 
deve ficar imóvel durante o processo. 
São reconhecidas quatro gerações de tomógrafos convencionais. 
Evolução da TC 
Desde a introdução do exame clínico de TC no início da década 1970, os sistemas se 
aprimoraram por quatro gerações. A diferença entre as gerações é relacionada primeiramente 
com o número e organização dos detectores, dispositivos que medem a atenuação dos feixes 
de raios X. 
Primeira geração: Os tomógrafos de primeira geração usavam um feixe de raios X que era 
fino como um lápis e possuíam um detector. Um exame exigia uma exposição de quatro 
minutos e meio para coletar informações suficientes para uma rotação, de 180° do tubo e 
detector. Esses tomógrafos eram capazes de realizar apenas tomografias de crânio. 
A fonte e o detector são deslocados linearmente cerca de 1 grau para cada nova aquisição. 
Ao final, há uma varredura de 180 graus ao redor do paciente. Assim, o tempo de varredura é 
longo,e a imagem apresenta um único plano de corte. 
Segunda geração: Os tomógrafos de segunda geração apresentavam-se bem mais 
aperfeiçoados que os primeiros e emitiam um feixe de raios X em forma de leque e possuíam 
30 ou mais detectores. Os períodos de exposição eram menores, em torno de 15 segundos 
por corte ou 10 minutos para realizar um exame de 40 cortes. 
Obedecia ao mesmo regime de trabalho da geração anterior, com aumento no número de 
detectores. Isso possibilitou redução considerável do número de posicionamentos, passando 
de 180 para 6. 
Terceira geração: Os tomógrafos de terceira geração incluíam um banco de até 960 
detectores oposto ao tubo de raios X, que juntos giravam em torno do paciente em 360°, em 
um ciclo completo, para delinear um pedaço de tecido. Os tempos de exame também foram 
significativamente reduzidos se comparados aos da primeira e segunda gerações. 
 
Quarta geração: foram desenvolvidos durante a década de 1980, concomitantes aos de 
terceira geração. Esses tomógrafos possuíam um anel fixo, com no mínimo 4.800 detectores, 
os quais circundavam o paciente de forma completa dentro do gantry. Um único tubo de raios 
X girava em um arco de 360° durante a coleta de dados. Durante o movimento rotatório 
contínuo, irradiações curtas eram geradas por um tubo de raios X, cujos tempos de varredura 
eram inferiores a 1 minuto para um exame completo (semelhante a um tomógrafo de terceira 
geração). Atualmente, a tecnologia de quarta geração não se mostra mais avançada ou 
preferida. Ela é apenas diferente. 
 
 
 
 
Visando à melhoria dos recursos tomográficos, foi desenvolvida a técnica de TC espiral, 
também conhecida como TC helicoidal. 
Os primeiros aparelhos surgiram em 1989, com movimentação simultânea de mesa, 
detectores e fonte de raios X. Assim, houve diminuição do tempo de exame e melhora na 
qualidade das imagens com o recurso da interpolação dos cortes. Destacam-se três tipos de 
tomógrafos nessa categoria: single slice, dual slice e multislice. 
 
 
 
 
O tomógrafo single slice (“uma fatia”) apresenta a mesma conformação daquele 
idealizado por Hounsfield: apenas um detector e uma fonte para escaneamento do paciente. 
A diferença entre eles está no conceito básico de TC convencional e TC espiral: o movimento 
simultâneo da mesa gerando um intervalo de reconstrução de imagens. 
Vantagens 
A aquisição de volume oferece diversas vantagens em comparação com a aquisição de 
corte único: 
‑ Reconstrução rultiplanar (MPR): Informações volumétricas permitem uma 
reconstrução mais acurada dos dados do paciente em planos alternativos (coronal, 
sagital, oblíquo e tridimensional [3D]) — por isso, o termo reconstrução 
multiplanar. 
‑ Tempos de aquisição mais curtos: Os tempos de aquisição são curtos porque o 
paciente se movimenta continuamente pelo gantry. 
‑ Artefatos reduzidos: Os artefatos causados pelo movimento do paciente são 
reduzidos. 
 
O tomógrafo dual slice (“duas fatias”) apresenta dois detectores paralelos entre si e 
opostos à fonte de raios X, possibilitando a aquisição de duas secções de imagem por rotação. 
Em 1998, surgiram os primeiros tomógrafos multislice (“múltiplas fatias”), inicialmente 
com quatro secções simultâneas e com tempo de rotação completa ao redor do paciente com 
menos de 1 segundo. Assim, cada volta completa gerava quatro imagens distintas. Em 2002, 
foram lançados aparelhos capazes de 8 e 16 secções e, em 2004, com 32 e 64 secções (também 
conhecidas por canais). Atualmente, existem aparelhos com capacidade para 256 e 320 
secções por rotação. 
 
Como a busca por novas tecnologias não cessa, têm sido desenvolvidos novos métodos de 
aquisição de imagem, buscando sempre velocidade e qualidade. Uma nova geração de 
tomógrafos, denominada TC dual source, apresenta fonte de radiação dupla. Esses aparelhos 
empregam dois arranjos de fonte e detectores na mesma unidade de escaneamento. 
 
 
 
Vantagens 
A TC multidetectores oferece diversas vantagens se comparada a de corte único: 
‑ Tempo de aquisição mais curto: Um sistema de 64 cortes pode adquirir 160 imagens 
por segundo em comparação com outro modelo que realiza um corte por segundo. 
Essa varredura mais rápida é vantajosa para procedimentos que exigem apneia 
única ou em casos em que a movimentação do paciente é um problema. Isso 
também possibilita procedimentos que requerem períodos de exposição curtos (p. 
ex., tomografias cardíacas). 
‑ Diminuição da quantidade de meio de contraste: Uma diminuição da quantidade de 
meio de contraste intravenoso é factível por conta do aumento da velocidade de 
aquisição dos tomógrafos multidetectores. 
‑ Resolução espacial melhorada: Como resultado desta tecnologia, um corte de 
espessura submilimétrica é possível de ser visualizado. Isto é vantajoso, 
principalmente, para exames da orelha interna ou de outras estruturas complexas. 
Uma diminuição da quantidade de meio de contraste também é necessária por 
conta do aumento da velocidade de aquisição das imagens. 
‑ Qualidade aprimorada das imagens: Como resultado da obtenção de cortes mais 
finos, a qualidade de imagem para angiografias e reconstruções multiplanares e em 
3D é aprimorada. 
 
Conceitualmente, “tomografia” é uma palavra de origem grega: “tomos” significa “corte”, 
e “grafia” significa “imagem”. O termo foi adotado em 1962, pela Comissão Internacional em 
Unidades e Medidas Radiológicas (ICRU– de International Comission on Radiologic Units and 
Measurements) para descrever as formas de tomografia seccional do corpo. 
As fatias correspondem aos cortes obtidos a partir do escaneamento do paciente. 
São considerados originais os cortes axiais e coronais, a partir dos quais se faz a 
reconstrução do volume total escaneado, conhecido como reconstrução multiplanar (RMP): 
cortes sagitais, parassagitais e tridimensionais (3D) nos seus diferentes protocolos (ósseo, 
vascular, tegumentar e muscular). 
Cada corte tem a finalidade de determinar a composição de uma única secção do corpo e 
é formado por um conjunto de elementos de imagem digital (picture elements) denominados 
pixels. A quantidade e a espessura dos cortes estão diretamente relacionadas ao tamanho dos 
pixels, influenciando na qualidade final da imagem. 
Com um conjunto de pixels forma-se a imagem tridimensional, com os elementos cúbicos 
de imagem denominados voxels. 
 
Como elemento que confere tridimensionalidade, o voxel apresenta altura, largura e 
espessura. É desejável que essas medidas apresentem valores equivalentes, qualidade 
denominada isotropia. Quanto mais próximas as medidas do voxel, melhor a qualidade da 
imagem. 
 
 
As imagens apresentam uma grande variedade de tons de cinza, que obedecem a uma 
escala, de acordo com o valor relativo de atenuação da água em TC. Em homenagem ao 
inventor da TC, essa escala recebe o nome de escala Hounsfield e apresenta valores de 1.000 
a -1.000 unidades Hounsfield (HU). De acordo com a estrutura a ser observada, haverá um 
valor correspondente da escala Hounsfield. Entretanto, é possível individualizar os valores da 
escala a partir da escolha da janela, trabalhando apenas tecido ósseo ou tecido mole. 
 
 
Antes da aquisição das imagens, é necessário estabelecer o protocolo a ser seguido. Isso 
inclui as seguintes variáveis, passíveis de serem alteradas de acordo com a área a ser estudada: 
 
• Espessura do corte (espessura da fatia) – influencia diretamente na qualidade final da 
imagem. 
• Campo de visão (FOV, do inglês field of view) – corresponde ao tamanho do campo 
visual, podendo ser colimado de acordo com a região a ser escaneada. 
• Intervalo de reconstrução – corresponde ao espaçamento entre os cortes, que sofre 
interpolação (superposição), tornando possível a reconstrução do volume a partir da 
união de vários cortes. Quanto menor for o intervalo de reconstrução, melhor será a 
RMP obtida. 
• Matriz da imagem – representa o número de pixels que formam a imagem: 340 x 340, 
512 x 512, 768 x 768ou 1.024 x 1.024 pixels, de acordo com o tomógrafo. Quanto 
maior é a matriz, menor é o pixel e maior é a riqueza de detalhes da imagem. 
Entretanto, maior também é a quantidade de dados a ser processada, requerendo 
mais tempo e maior capacidade de armazenamento. 
 
As imagens são obtidas na extensão DICOM e podem ser analisadas em diferentes 
programas de computação gráfica, tanto na estação de trabalho (workstation) do aparelho 
como em uma estação independente. Essas imagens podem ser armazenadas e enviadas por 
via eletrônica, sendo possível sua análise em diferentes momentos. 
 
Componentes dos aparelhos de TC 
O sistema básico de composição de um tomógrafo inclui unidade de escaneamento 
(gantry) e estação de trabalho (workstation). 
 
 
 
Na unidade de escaneamento, encontram-se a mesa na qual será posicionado o paciente, 
a fonte de raios X e os detectores. Para obtenção das imagens, a fonte (tubo de raios X) e os 
detectores são acoplados de forma a desenvolver o movimento de rotação sobre o paciente, 
o qual permanece imóvel. O feixe de raios X passa por uma secção axial do paciente atingindo 
os detectores, os quais reconheceram a radiação atenuada que emergiu do corpo. 
Na estação de trabalho, com auxílio de software compatível, ocorre a reconstrução 
matemática, denominada transformação de Radon, que calcula o local de atenuação de cada 
ponto da imagem. Esse local de atenuação é traduzido em números tomográficos e convertido 
finalmente em tons de cinza, originando a imagem final. 
 
 
 
Gantry 
O gantry, também chamado de pórtico ou portal, é considerado o maior componente de 
um aparelho de tomografia computadorizada. 
É o aparato que permite a passagem do paciente posicionado sobre a mesa de exame. O 
gantry é constituído por um anel que representa o local onde estão os sensores ou detectores 
(cristais luminescentes - NAL) e o gerador de feixes, também chamado de ampola de feixes, 
por onde os feixes de raios X são emitidos. Todos os comandos básicos que controlam o gantry 
se encontram em um painel na parte frontal do próprio gantry. 
Esses comandos controlam diversas opções como: altura e movimentação da mesa, 
angulação do gantry e a ativação dos eixos que promovem a centralização dos feixes na área 
examinada no paciente. O segmento anatômico que está na abertura central é que sofrerá o 
escaneamento 
O gantry consiste no tubo de raios X, um conjunto de detectores e colimadores. 
Dependendo das especificações técnicas da unidade, o gantry geralmente pode ser disposto 
em um ângulo de 30° em cada direção, necessário, por exemplo, nas tomografias de coluna 
ou crânio. O gantry possui uma abertura central. 
 
 
 
 
 
É por meio da inclinação proporcionada pelo gantry, de - 30º a + em relação ao eixo 
vertical, que ocorre o processo de escaneamento sobre o paciente na mesa de exame, 
responsável pela captação dos dados do paciente (Sistema de Aquisição de Dados - DAS), 
possibilitando os diferentes cortes em diferentes planos. 
Esse escaneamento dependerá do modelo do tomógrafo utilizado e da programação, pois 
está relacionado às movimentações do tubo de feixe de raios X. 
O gantry possui um sistema de refrigeração próprio, responsável por refrigerar o tubo de 
feixes de raios X, além de um conjunto de motores responsáveis pelo controle do 
equipamento. 
No gantry encontram-se dispostos os projetores de luz, que facilitam o posicionamento do 
paciente de acordo com a área a ser analisada no exame. 
 
Mesa 
A mesa de exames de um tomógrafo é o local onde há o posicionamento do paciente 
de maneira correta para garantir uma captação de dados eficiente em relação à área desejada. 
A mesa deve ser constituída de material resistente e rígido. 
A resistência está relacionada à capacidade em suportar o peso do paciente. Os 
modelos mais modernos apresentam uma tolerância de até 200kg. Esse limite deve sempre 
ser respeitado a fim de evitar a ocorrência de acidentes. Já a rigidez está relacionada ao fato 
da mesa apresentar a capacidade de não flexionar com a movimentação no gantry. Outra 
característica que o material da mesa deve ter é a baixa capacidade de atenuar o feixe de 
raios x. Dessa forma, não haverá distorção na reconstrução da imagem. 
A mesa tem a capacidade de movimentação em relação ao gantry, ou seja, é um 
dispositivo regulável tanto em altura quanto em profundidade. Lembrando que a 
movimentação da mesa é controlada pelo comando na parte frontal do gantry. 
 
 
 
A mesa não é escaneada em toda a sua extensão. Diante disso, o paciente deve ser 
posicionado de forma a facilitar a análise da região do corpo desejada. Por exemplo, caso o 
paciente necessita de uma tomografia nas regiões superiores do corpo, ele deve ser 
posicionado com a cabeça voltada para o gantry, caso seja uma tomografia das regiões 
inferiores, o posicionamento deve ser inverso. 
A mesa permite a utilização de acessórios específicos e próprios para aumentar o conforto 
do paciente no momento do exame. 
 
O gerador de Raios X 
Do ponto de vista da construção e operação, o tubo de raios X é similar a um tubo 
radiográfico, entretanto, modificações no design são ocasionalmente necessárias para 
garantir que o tubo seja capaz de resistir ao calor adicional por causa do aumento dos tempos 
de exposição. 
Os geradores de raios X dos tomógrafos mais modernos são caracterizados por 
apresentar alta frequência e funcionamento contínuo muito superior aos geradores 
convencionais. Os geradores de raios X de alta frequência possuem vários componentes, 
como: 
‑ Transformadores de frequência: são os responsáveis por transformar a baixa 
frequência (60 Hz - Hertz) em alta frequência (500 a 25.000 Hz). 
‑ Transformadores de tensão: são os responsáveis por transformar a baixa tensão em 
alta tensão (80 a 140 kV -kilovolts). 
‑ Transformadores de corrente: são os responsáveis por transformar a corrente 
alternada em corrente contínua, dada em mA (miliamperes). 
 
Esses componentes garantem que haja estabilidade na emissão de fótons do feixe em todo 
o processo de irradiação. Outro componente do sistema de raios X é o tubo de raios X. O tubo 
de raios X dos tomógrafos modernos é capaz de sustentar potências extremamente elevadas 
e um alto grau de calor, o que exige um sistema de refrigeração eficiente. A diferença em 
relação aos tubos de raios X convencionais é que, no tomógrafo, ele trabalha em movimento, 
o que permite a realização de exames com alto parâmetro de qualidade. 
 
 
 
Os detectores 
Detectores encontram-se em estado sólido e são compostos de fotodiodos, juntamente 
com cristais de cintilação (tungstato de cádmio ou raros cristais de cerâmica). Detectores de 
estado sólido convertem a energia transmitida de raios X para luz, que é convertida em 
energia elétrica e, em seguida, em um sinal digital. O feixe de detectores afeta a dose do 
paciente e a eficiência da unidade de TC. 
Os detectores ou sensores são dispositivos responsáveis em captar a radiação e 
transformar os dados obtidos em sinais elétricos analógicos. 
 
 
Os detectores, para ser considerados ideais, devem apresentar as seguintes características: 
 Alta eficiência na transformação do sinal, dessa forma, será necessária uma 
dose baixa de irradiação incidindo no paciente para garantir a reconstrução da imagem 
desejada; 
 Alta estabilidade; 
 Baixa sensibilidade a variações de temperatura. 
 
Conjunto de colimadores 
 A colimação na TC é importante porque reduz a dose do paciente e melhora a qualidade 
da imagem. A geração atual de tomógrafos geralmente usa um colimador — pré-paciente (no 
tubo de raios X), que molda e limita o feixe. A espessura de corte em unidades de TC 
multidetectores é determinada pelo tamanho do feixe de detectores utilizado. 
 
O sistema computacional 
Depois de transformados em sinais elétricos pelos detectores, os sinais são 
digitalizados e processados pelo sistema computacional, por meio de um software 
específico. 
Todo o sistema computacionalfica localizado em uma sala específica, separada da 
sala de exames, onde os profissionais mantêm contato com o paciente durante todo o 
processo do exame, por meio de um sistema de microfones que são instalados no gantry. 
Esse procedimento é uma forma de evitar o contato com a radiação. Caso seja necessária a 
entrada do profissional na sala de exames durante o exame, são adotadas diversas medidas 
de segurança. Além disso, a sala possui revestimento protetor, tudo para garantir a 
segurança ocupacional. 
É por meio do computador que é feita toda a programação do tomógrafo. 
O painel de comando 
O painel de comando é um constituinte do sistema computacional. É por meio dele que o 
profissional realiza todos os procedimentos durante todo o exame. 
O painel de controle é constituído dos seguintes componentes: 
‑ Teclado alfa-numérico; 
‑ Mouse; 
‑ Monitor destinado ao planejamento do exame; 
‑ Monitor destinado à visualização das imagens; 
‑ Microfones para comunicação com o paciente. 
 
Bomba injetora 
Outro acessório nos últimos anos é imprescindível na qualidade dos exames de TC 
principalmente com o uso de contraste, que é a bomba injetora, para administração de meio 
contraste intravenoso. 
 
 
 
Processamento dos Dados em TC 
O processamento dos dados é constituído essencialmente de princípios matemáticos realizados por 
sistemas computacionais e pode ser dividido em três etapas: 
 
A digitalização ocorre por meio da transformação dos sinais elétricos em dígitos, pela 
natureza binária do sistema. Só assim é possível a concretização da imagem física. 
 
As imagens são armazenadas no computador em formato DICOM (Digital Imaging and 
Communication in Medicine). 
Todo o processo está envolvido no sistema PACS (Picture Archiving and 
Communication System), um sistema de geração de imagens físicas. 
 
Reconstrução de imagem 
Como na radiografia convencional, as tomografias exibem vários tons de cinza. A 
radiação incidente é atenuada pelo paciente e a radiação remanescente é medida pelos 
detectores. Estruturas de densidade baixa (pulmões e estruturas preenchidas por ar) atenuam 
muito pouco o feixe de raios X, enquanto as estruturas de maior densidade (ossos e meios de 
contraste) atenuam todos ou quase todos os feixes de raios X. A informação de atenuação sai 
dos detectores em sua forma analógica e é convertida em um sinal digital por um conversor 
analógico-digital. Os valores digitais são utilizados no passo seguinte, que consiste na 
reconstrução da imagem, com base em uma série de reconstruções de algoritmos. 
 
Ruído de imagem 
Aspecto granuloso encontrado em algumas imagens tomográficas. 
O aspecto granuloso encontrado em algumas imagens é denominado ruído de imagem. 
Este pode ocorrer e corromper os dados em qualquer fase do processo para obtenção da 
imagem. A fonte predominante de ruído é a variação do número de fótons de raios X 
detectados. Portanto, depende da eficiência dos detectores e do fluxo de fótons de raios X 
que os atinge. 
O fluxo de fótons de raios X é determinado pelos seguintes fatores: 
∙ Tensão aplicada no tubo de raios X, pela corrente no tubo de raios X – fase de produção 
dos raios X; 
∙ Filtro físico; 
∙ Espessura do corte, espessura e composição da região do corpo a ser estudada – fase 
de interação dos raios X com a matéria. 
 
Artefato 
Imagem de estruturas ou padrões sem relação com o objeto em estudo. 
A movimentação do paciente gera artefatos, interferindo na interpretação da imagem. 
Em virtude do processo de formação da imagem, os artefatos são bem distintos de outras 
modalidades de imagem, sendo identificados pela sua aparência. São fontes de artefato: 
∙ movimento do paciente; 
∙ objetos metálicos; 
∙ desbalanceamento de detectores. 
 
Tomografias pediátricas 
Protocolos têm sido estabelecidos para minimizar a exposição de pacientes pediátricos 
durante tomografias computadorizadas. Fatores para a exposição ideal, espessura de corte e 
medidas que reduzam as doses em órgãos críticos devem ser empregados. 
O tecnólogo/técnico em TC deve ser treinado em procedimentos de pediatria para 
garantir que a melhor conduta seja realizada, com uma quantidade mínima de exposição para 
o paciente. 
 
Exposição do tecnólogo/técnico e equipe 
Qualquer pessoa que deva permanecer na sala de exames de TC durante um exame 
deve vestir uma roupa protetora de chumbo. Devido à radiação espalhada do paciente, a 
maior exposição à radiação ocorre quanto mais próximo se estiver do paciente — se possível, 
é desejável manter distância máxima da origem.