MANIPULAÇÃO-DE-IMAGENS-DE-TOMOGRAFIA

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MANIPULAÇÃO DE IMAGENS DE TOMOGRAFIA 
 
 
 
 
 
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NOSSA HISTÓRIA 
 
A nossa história inicia com a realização do sonho de um grupo de 
empresários, em atender à crescente demanda de alunos para cursos de 
Graduação e Pós-Graduação. Com isso foi criado a nossa instituição, como 
entidade oferecendo serviços educacionais em nível superior. 
A instituição tem por objetivo formar diplomados nas diferentes áreas de 
conhecimento, aptos para a inserção em setores profissionais e para a participação 
no desenvolvimento da sociedade brasileira, e colaborar na sua formação contínua. 
Além de promover a divulgação de conhecimentos culturais, científicos e técnicos 
que constituem patrimônio da humanidade e comunicar o saber através do ensino, 
de publicação ou outras normas de comunicação. 
A nossa missão é oferecer qualidade em conhecimento e cultura de forma 
confiável e eficiente para que o aluno tenha oportunidade de construir uma base 
profissional e ética. Dessa forma, conquistando o espaço de uma das instituições 
modelo no país na oferta de cursos, primando sempre pela inovação tecnológica, 
excelência no atendimento e valor do serviço oferecido. 
 
 
 
 
 
 
 
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SUMÁRIO 
 
NOSSA HISTÓRIA ..................................................................................................... 2 
TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA ...................................................................... 4 
FORMAÇÃO DA IMAGEM DE TC ............................................................................. 4 
AQUISIÇÃO DE DADOS ............................................................................................ 5 
RECONSTRUÇÃO DA IMAGEM DE TC .................................................................... 7 
PERFIL DE ATENUAÇÃO ......................................................................................... 9 
NÚMERO DE TC...................................................................................................... 12 
AQUISIÇÃO DAS IMAGENS ................................................................................... 14 
ARMAZENAMENTO E TRANSFERÊNCIA DOS ARQUIVOS DE IMAGEM ............ 16 
MANIPULAÇÃO DAS IMAGENS ............................................................................. 17 
CONVERSÃO DAS IMAGENS ................................................................................ 18 
FATORES QUE AFETAM A QUALIDADE DA IMAGEM EM TC ............................. 19 
O FORMATO DICOM ............................................................................................... 25 
REFERÊNCIAS ........................................................................................................ 26 
 
 
 
 
 
 
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TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA 
 
A raiz do termo tomografia, tomo, significa "cortar" (ROMANS, 1995), 
enquanto seu sufixo, grafia, indica"escrita", o termo tomografia é usado para 
designar "um sistema de técnicas radiológicas especiais que possibilita o exame do 
corpo humano dividido em pianos selecionados". Quando seguido pela designação 
computadorizada — tomografia computadorizada (TC) -, indica um exame 
radiológico em que camadas ou fatias dos tecidos são registradas por finos feixes 
colimados e a seguir, processadas pelo computador (GALVA° FILHO, 1998). Assim, 
uma imagem de TC é a representação gráfica da anatomia de uma fatia do corpo do 
paciente (ROMANS, 1995), representada na FIG. 1. 
FIGURA 1 — Representação esquemática da origem conceitual de TC. 
 
Fonte : www.ram-hosp.co .th-prospiral 
 
FORMAÇÃO DA IMAGEM DE TC 
 
O processo de formação da imagem de TC é dividido em duas fases: 1) 
aquisição dos dados e 2) reconstrução da imagem. A primeira compreende o 
 
 
 
 
 
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funcionamento básico do scanner de TC, enquanto a segunda, a transformação dos 
dados capturados em imagem, pelo computador integrante do sistema. 
 
AQUISIÇÃO DE DADOS 
 
A imagem de TO é obtida através de um aparelho denominado tomógrafo 
computadorizado. Os componentes do tomógrafo computadorizado (FIG.2) 
envolvidos na fase de aquisição da imagem podem ser divididos em (BONTRAGER, 
1993): 
1) Unidade de varredura: é composta pelo gantry e pela mesa do paciente. 
o gantry abriga o tubo de raios X, os detectores de radiação e o sistema 
decolimação, que determina a espessura dos cortes tomográficos. A mesa é o 
suporte de posicionamento e estabilização do paciente para o exame tomográfico; 
2) Unidade de armazenamento: é formada pelo console de comando e o 
sistema computacional. 0 console de comando possibilita a seleção de parâmetros 
de aquisição da imagem — quilovoltagem pico (kVp), miliamperagem (mA), tempo 
de exposição aos raios X, número e espessura das fatias, além do intervalo entre os 
cortes - e sua representação no monitor de video. O sistema computacional consiste 
em uma Unidade Central de Processamento (Central Processing Unit — CPU), 
onde são armazenadas as imagens. 
FIGURA 2 — Componentes do tomógrafo computadorizado: 1)unidade 
de varredura: (a) gantry e (b) mesa do paciente; 2) unidade de armazenamento. 
 
 
 
 
 
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A imagem de TC é uma imagem digital. Toda imagem digital baseia-se em 
três conceitos básicos: detector, conversor analógico-digital e computador. Um 
detector é um sistema que se destina a detectar variações ambientais de alguma 
natureza. Em TC, o tipo de detector utilizado é o detector de radiação. Assim, o 
detector de radiação é um dispositivo que, colocado em um meio onde haja campo 
de radiação, é capaz de indicar sua presença. (TAUHATA et al., 2003). 
Habitualmente um detector de radiação é constituído por duas partes: um 
elemento ou material sensível a radiação e um sistema que transforma esta 
sensibilidade em um valor relacionado à grandeza de medição desta radiação 
(TAUHATA et al., 2003). Este sistema é denominado de conversor analógico-digital, 
pois promove a conversão do sinal elétrico para o formato digital. As informações 
obtidas do detector de radiação formam os dados brutos (raw data). Eles são 
transmitidos para o computador, onde são armazenados na unidade central de 
processamento ou CPU (ROMANS, 1995). 
 
 
 
 
 
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A aquisição dos dados é feita a partir de múltiplas exposições da área de 
interesse por raios X. Conforme os aspectos físico-químicos da estrutura 
atravessada, a área de interesse é responsável por diferentes graus de atenuação 
do feixe de raios X, identificados pelos detectores de radiação. Os dados obtidos 
são calculados matematicamente pelo computador e representados em tons de 
cinza na tela do monitor, conforme a natureza dos tecidos atravessados no corte. 
Este processo permite a visualização apenas da fatia de interesse, não ocorrendo o 
chamado "borramento" de imagem, correspondente à projeção disforme de 
estruturas fora do plano de corte, característico da tomografia convencional 
(WEGENER, 1983; WHAITES, 2003). 
 
RECONSTRUÇÃO DA IMAGEM DE TC 
 
A reconstrução da imagem de TC é feita por um processo de cálculo 
matemático complexo desenvolvido pelo computador (ROMANS, 1995). Inicia-se 
com a formação da imagem digital (pelo conjunto de números de TC na matriz) e 
consolida-se com a expressão de diferentes graus de luminosidade (tons de cinza) 
pelos pixels na tela de visualização. 
Imagem digital 
Toda imagem digital requer o uso de um computador. A linguagem do 
computador baseia-se no sistema binário de numeração. Dois dígitos (0 e 1) são 
usados para expressar uma informação. Estes dois valores juntos recebem o nome 
de bit (binary digit). A combinação de oito bits forma um byte, que é uma unidade 
completa de informação. Uma linguagem de 8 bits (ou 1 byte) oferece 256 
combinações possíveis de números ou informações (2 8=256). Já uma linguagem 
de 12 bits amplia para 4096 (2 12= 4096) o número de combinações(FREDERIKSEN, 1994) e assim sucessivamente. 
Na imagem digital, cada ponto de informação (pixel) possui sua orientação 
espacial e seu brilho ou intensidade designadas por um bit. Em imagem de 8 bits, 
cada pixel pode assumir uma das 256 tonalidades de cinza possíveis (FARMANN, 
 
 
 
 
 
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SCARFE, 1994). As imagens de RM e de TO são de 12 bits, ou seja, possuem até 
4096 tons de cinza (KHADEMI, 1996). 
O pixel (picture element) é a menor unidade de uma imagem digital. Possui a 
forma de um quadrado com dois eixos de orientação: x,y. O conjunto de vários 
pixels dispostos em linhas e colunas forma uma grade, denominada matriz. A 
imagem digital é composta pelo conjunto de pixels que formam a matriz (FIG.3). 
FIGURA 3 — Elementos básicos de formação da imagem digital 
 
Em TC, comumente são utilizadas matrizes de 512 X 512 pixels e de 1024 X 
1024 pixels. A matriz é um dos elementos que determinam o tamanho do pixel. 
Variando-se somente a matriz, quanto maior seu tamanho, menor será o tamanho 
individual de cada pixel e, portanto, maior (e melhor) será a resolução da imagem 
(BROOKS, 1993; WHAITES, 2003). 
 
 
 
 
 
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Cada pixel da imagem de TO expressa o grau de atenuação dos raios X 
correspondente a uma unidade de volume escaneado. A esta unidade de volume é 
dado o nome de voxel (volume element). Uma imagem de TO (bidimensional) 
representa uma fatia do corpo do paciente (tridimensional). A espessura desta fatia 
é o eixo z do voxel (FIG.4), formando a figura espacial de um 
paralelepípedo(BROOKS, 1993; ROMANS, 1995). 
FIGURA 4 — Representação esquemática de pixel e voxel a partir de 
cortes tomográficos. 
 
 
PERFIL DE ATENUAÇÃO 
 
A intensidade dos feixes de raios X (definida como número de f6tons por 
unidade de tempo) é reduzida pela interação com a matéria encontrada em sua 
trajetória. Parte dos f6tons é absorvida e parte é transformada em radiação de 
espalhamento (secundária). A redução do número total de f6tons do feixe de raios X 
incidente (principal) apóssua penetração na matéria é chamada de atenuação. 
 
 
 
 
 
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A constituição da matéria é de grande importância, pois dela dependerá a 
absorção maior ou menor dos raios X. Assim, três fatores devem ser analisados: o 
número atômico, a espessura e a densidade física. A densidade física é dada pelo 
coeficiente da massa sobre o volume, expressa geralmente em gramas por 
centímetros cúbicos. A espessura e a densidade física do objeto são grandezas 
diretamente proporcionais em relação à absorção dos raios X, ou seja, quanto mais 
espesso for o corpo ou quanto maior sua densidade física, proporcionalmente maior 
será a absorção dos raios X. Já o número atômico dos seus elementos constituintes 
é uma grandeza que determina relação exponencial cúbica com a absorção dos 
mesmos. A probabilidade de absorção dos raios X é diretamente proporcional a 
terceira potência do número atômico médio do material absorvente. Portanto, em 
termos de absorção dos raios X pela matéria, o número atômico dos elementos 
constituintes dos tecidos é o fator mais influente (BUSHONG, 1993; FREITAS, 
2000). 
Se a intensidade do feixe de raios X que atingiu o paciente é de determinada 
magnitude, tal como 10 unidades, por exemplo, e a intensidade captada pelo 
detector é de 4 unidades, significa que o tecido absorveu 6 unidades de radiação. 
Para produzir uma imagem a partir destes dados, é necessário deduzir como a 
atenuação foi distribuída pelos tecidos. Considerando-se que 3 voxels tenham sido 
atravessados pelos raios X, pode-se ter diferentes possíveis combinações de 
atenuação, tais como os exemplos: 2-2-2 e 1-4-1, representados na FIG.5. Em 
ambos os casos, houve atenuação de 6 unidades, restando as 4 unidades captadas 
pelo receptor. Para resolver esta ambiguidade, as medidas de atenuação dos raios 
X são feitas ao redor de todo o corpo do paciente (BROOKS, 1993). 
FIGURA 5 — Processo de atenuação do feixe de raios X 
 
 
 
 
 
 
 
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O principio deformação de imagens de TC é baseado em sistemas de 
medição. detector de radiação mede o total de atenuação sofrido pelo feixe de raios 
X após atravessar determinado número de voxels, correlacionando este dado com a 
posição de incidência do feixe. O resultado deste tipo de correlação é chamado de 
perfil de atenuação. Bontrager criou um modelo baseado em uma matriz de 5 x 5 
(25 voxels) para explicar o perfil de atenuação (FIG.6). 
Este modelo considera um corte formado por um material homogéneo com 
uma cruz de ar no seu interior. O feixe de raios X incidente sobre ele é atenuado em 
uma unidade para cada voxel do material, mas não pelo ar. Assim, foi atribuído o 
valor de 1 para cada voxel do material (devido A atenuação de uma unidade de 
raios X) e zero para cada voxel de ar. São simuladas duas incidências dos feixes de 
raios X (uma da esquerda para a direita e outra de cima para baixo). O total de 
atenuação do feixe de raios X é captado pelos detectores. Eles não recebem 
qualquer informação de como os tecidos estão distribuído são longo dos voxels. O 
computador utiliza cálculos matemáticos complexos que combinam os perfis de 
atenuação. Forma-se um composto numérico resultante da soma de todos os perfis 
de atenuação. 
Uma vez determinada a média do grau de atenuação de cada voxel, ele 
recebe um valor de unidade Hounsfield (WHAITES, 2003). A unidade Hounsfield ou 
HU, do inglês Houns field Unit é a medida da capacidade de atenuação de um feixe 
de raios X por uma estrutura especifica. E também referenciado como valor do pixel 
ou número de TC (ROMANS, 1995), o qual é discutido com maior detalhe no item 
2.1.2.2.3. Conforme a atribuição do seu valor numérico, o pixel assumirá o preto, o 
branco ou um tom de cinza (YUNE, 1993). Desta forma, cada voxel será expresso 
bidimensionalmente por um pixel na tela do monitor. Há mais de 4000 unidades 
Hounsfield, considerando-se uma imagem de 12 bits. Porém, um monitor é capaz de 
apresentar somente 256 tonalidades de cinza. Como forma de adaptação a esta 
limitação inerente, faixas consecutivas de HU recebem atribuições para se 
expressarem sob determinada tonalidade de cinza, passível de ser reproduzida pelo 
monitor (ROMANS, 1995). 
 
 
 
 
 
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Um perfil de atenuação é criado a cada nova incidência da mesma fatia 
(ROMANS, 1995). Várias incidências sob diferentes ângulos são feitas de um 
mesmo corte, para que seja possível construir uma imagem adequada para fins de 
diagnóstico (WEGENER, 1983). 
FIGURA 6 — Modelo do perfil de atenuação. 
 
Fonte: modificado de BONTRAGER, 1993. 
 
NÚMERO DE TC 
 
O número de TC é habitualmente referenciado com o sinônimo de unidade 
Hounsfield. Ele é importante no processo de reconstrução da imagem, onde seu 
valor determina a luminosidade e localização espacial de cada pixel da matriz. 
(BUSHONG, 1993). 
O número de TO é calculado através dos coeficientes lineares de atenuação 
dos raios X dos tecidos que ocupam um determinado voxel e da água. A equação 
para a determinação do número de TO é (BUSHONG, 1993): 
 
 
 
 
 
 
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Conforme a equação, o número de TO (N2 de TC) é o produto da constante 
K (comumente K = 1000) pelo dividendo que correlaciona os coeficientes de 
atenuação linear do tecido ( t tecido) e da água A água é usada como material de 
referência porque o seu coeficiente de atenuação é menor que o dos tecidos moles 
e é um material reprodutível para a calibração do tomógrafo computadorizado 
(BUSHONG, 1993). 
O coeficiente linear de atenuação é dado pela energia remanescente após a 
interação com a matéria. Ele depende da natureza do tecido (número atômico, 
densidade física e espessura) e da energia do feixe incidente (kVp) de raios x 
(BUSHONG, 1993). Assim, o número de TC varia conforme o tecido. Diferentes 
tecidos expressamdiferentes números de TC. Por exemplo, o osso cortical 
expressa valores na faixa acima de 300 HU, conforme Wegener (1983) (FIG.7). 
A resolução de contraste é a habilidade em distinguir um material de 
determinada composição de outro, sem levar em consideração área ou forma. Esta 
é uma propriedade bem evidente no exame de TC. Considerando as estruturas 
gordura-músculo-osso, tanto o número atômico (z=6,8; z=7,4 e z=13,8 
respectivamente) como a densidade física (p=0,91; 1,0 e 1,85 respectivamente) são 
diferentes. Apesar destas diferenças mensuráveis, estas estruturas não são bem 
distinguidas na radiografia convencional. O aparelho de TC é hábil para amplificar 
estas diferenças através do contraste alto que produz. A resolução de contraste é 
consideravelmente melhor em TC quando comparada à radiografia convencional, 
porém pior se comparada à RM. Ela é limitada pela Área e uniformidade do objeto e 
pelo ruído do sistema (BUSHONG, 1993). 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
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FIGURA 7 — Faixa de variação do número de TO conforme a natureza 
do tecido. 
 
Fonte: modificado de WEGENER, 1983. 
 
AQUISIÇÃO DAS IMAGENS 
 
Na aquisição das imagens é desejável a obtenção de um volume único de 
todo o segmento a ser estudado, utilizando cortes finos. É fundamental considerar 
que a exposição do paciente à radiação é um fator limitador, sendo 
responsabilidade do radiologista a escolha do melhor protocolo de obtenção, 
buscando um equilíbrio entre qualidade do protótipo e dose de radiação. 
Alguns cuidados são necessários a fim de otimizar a aquisição das imagens 
para o pós-processamento computadorizado: 
– Teoricamente, a espessura de corte deve ser a menor possível para uma 
boa reconstrução 3D (com espessura de 1 mm obtêm-se excelentes resultados). 
 
 
 
 
 
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Porém, se a área a ser escaneada for muito extensa, muitas vezes não é 
tecnicamente possível obter os dados com esta espessura de corte. 
– No caso da área de interesse ser apenas a face, a mudança no plano de 
aquisição de axial para coronal pode diminuir substancialmente o número de cortes. 
– Em modo helicoidal, o aumento do pitch pode permitir a obtenção de um 
volume com maior extensão, mantendo-se cortes finos, sobretudo nos aparelhos 
com múltiplas camadas de detectores. Esta é uma solução melhor do que o 
aumento da espessura de corte. Se o aumento na espessura de corte for inevitável, 
deve-se optar pela formação do volume com o menor intervalo de reconstrução 
possível entre as imagens. 
– O field of view (FOV) deve englobar toda a região de interesse. Para face e 
crânio, um FOV em torno de 250 mm é suficiente; pode-se trabalhar com FOVs 
menores, dependendo da área a ser representada no protótipo. Quanto menor o 
FOV, maior a qualidade da imagem, pois assim aplica-se a matriz disponível a uma 
área menor, diminuindo o tamanho do pixel e, consequentemente, o efeito de 
volume parcial. 
– O gantry, em princípio, não deve ser inclinado durante a aquisição das 
imagens, pois alguns softwares de manipulação das imagens ainda não permitem a 
compensação dessa inclinação, produzindo protótipos com alterações dimensionais. 
– A utilização de filtros de imagem durante a aquisição é controversa. Alguns 
estudos têm reportado maior formação de artefatos com o emprego de filtro para 
osso durante a aquisição. 
– Artefatos relacionados a restaurações dentárias metálicas precisam ser 
posteriormente removidos por instrumentos de computação gráfica, sendo um 
processo demorado, enfadonho, e que muitas vezes interfere negativamente no 
resultado final. Visando a minimizar a produção desses artefatos, deve-se 
posicionar o paciente com o plano oclusal (linha de oclusão dos dentes) paralelo ao 
plano de corte axial; tal manobra restringe os artefatos à região das coroas 
dentárias, diminuindo o número de cortes a ser editado manualmente. 
 
 
 
 
 
 
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ARMAZENAMENTO E TRANSFERÊNCIA DOS ARQUIVOS DE 
IMAGEM 
 
A falta de padronização dos formatos de imagem é um dos problemas que 
pode ser encontrado. O formato digital imaging and communications in medicine 
(DICOM)(17) é hoje um padrão da indústria de equipamentos médicos e, por ser 
mundialmente aceito, é o que confere maior interoperabilidade entre sistemas 
computacionais e equipamentos médicos. Nem todos os tomógrafos exportam 
arquivos no padrão DICOM (particularmente os equipamentos mais antigos). Assim, 
é importante verificar, previamente, junto ao centro de prototipagem, a 
compatibilidade entre o formato das imagens e o software para tratamento e edição 
destas. 
Os arquivos podem ser armazenados em qualquer mídia disponível, desde 
que esta apresente capacidade para grandes volumes de dados. Normalmente, são 
utilizados como mídia CDs, fitas DAT e discos óticos. Os CDs regraváveis (tipo 
R/W) devem ser evitados, pois podem não ser reconhecidos por alguns softwares 
de edição(18), ou mesmo apresentar uma volatilidade maior no arquivamento dos 
dados, dificultando sua futura recuperação. 
Na transferência dos arquivos de imagem, o volume de dados pode ser um 
problema. Cada imagem em formato DICOM com matriz de aquisição de 512 × 512 
pixels gera um arquivo de 512 Kbytes por corte. Uma TC de crânio, cumprindo-se as 
exigências para a construção de um bom protótipo, pode gerar um volume de dados 
próximo a 100 Mbytes. 
Assim, ferramentas de compactação podem ser úteis no momento da 
transferência. Redes de banda larga permitem a transferência via internet utilizando 
o protocolo file transfer protocol (FTP) diretamente para o centro de prototipagem. A 
disponibilização dos arquivos em redes locais de acesso restrito (permitindo o 
download pelo centro de prototipagem), ou ainda o envio das imagens em CD via 
correio são opções adicionais para a transferência das imagens. O envio dos 
arquivos anexados em e-mails também pode ser uma opção, embora a recusa do 
 
 
 
 
 
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arquivo pelo servidor seja frequente, em razão do tamanho do arquivo. Questões 
relacionadas à segurança no acesso aos dados devem ser consideradas. 
 
MANIPULAÇÃO DAS IMAGENS 
 
A manipulação ou edição das imagens é realizada em softwares específicos, 
sendo salutar, nesta etapa, estreita interação entre as especialidades biomédicas e 
a engenharia. A meta é a segmentação das imagens, processo que visa a separar 
os dados de interesse do conjunto de informações disponibilizadas pela TC. No 
caso dos protótipos para cirurgias bucomaxilofaciais, em que o objeto de estudo é a 
peça óssea, a segmentação visa à separação da porção óssea dos tecidos 
adjacentes. 
Entre as ferramentas disponíveis para a segmentação das imagens, o 
threshold é bastante utilizado e baseia-se na definição de intervalos de densidade 
que expressem, por exemplo, somente os voxels que correspondam a tecido ósseo. 
Se este intervalo for determinado incorretamente, irá ocorrer um efeito chamado 
dumb-bell, podendo resultar na supressão ou alteração de estruturas durante o 
processo(15). Em alguns casos, é necessária a edição manual das imagens, com 
ferramentas como cortar, apagar e selecionar; esta edição é especialmente útil em 
áreas com artefatos de imagem provenientes de próteses ou restaurações 
dentárias. 
O CenPRA, por meio do projeto Prototipagem Rápida na Medicina (Promed), 
desenvolveu o software InVesalius, pioneiro no Brasil para o processamento de 
imagens médicas visando à produção de biomodelos. Sua primeira versão já está 
disponível aos profissionais e às instituições de saúde da área biomédica, seguindo 
a política do software livre (licenças gratuitas podem ser solicitadas em: http://www. 
cenpra.gov.br/promed). Na elaboração do InVesalius, foram implementados 
algoritmos que disponibilizam recursos de visualização 3D, segmentação e 
reformatações 2D e 3D. O software oferece ainda uma função adicional, o processoFaculdade de Minas 
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de conversão, permitindo a exportação de imagens para um formato que seja 
reconhecido pelos equipamentos de PR. 
A integração dos sistemas CAD aos sistemas médicos facilita a manipulação 
e modelagem de objetos, permitindo que imagens virtuais de estruturas 
segmentadas possam ser manipuladas como se fossem peças de um quebra-
cabeça ou de um protótipo biomecânico. Além disso, sistemas CAD são adequados 
para definir procedimentos de espelhamento utilizando a simetria contralateral da 
face, permitindo o planejamento e a obtenção de próteses personalizadas, inclusive 
com a simulação da montagem da prótese virtual no modelo 3D (Figura 3). A 
construção da prótese personalizada pode ser feita pela modelagem da estrutura 
que substituirá a área lesada ou por meio de operações nos sistemas CAD, pela 
geração de um modelo 3D do molde; o molde obtido por PR é então utilizado para 
dar forma ao material que será implantado (normalmente polímeros ou materiais 
cerâmicos implantáveis). É importante considerar contrações típicas de alguns 
desses materiais na confecção dos moldes. Para materiais metálicos implantáveis, 
pode-se utilizar o molde no intuito de gerar modelos em cera para processos de 
microfusão, por exemplo. 
 
CONVERSÃO DAS IMAGENS 
 
As imagens adquiridas pelo tomógrafo não podem ser processadas 
diretamente pelos aparelhos de prototipagem, por dois motivos principais: primeiro, 
o formato do arquivo fornecido pelo tomógrafo não é reconhecido pelos 
equipamentos de prototipagem; segundo, a espessura dos cortes tomográficos 
geralmente varia de 1 mm a 5 mm, sendo consideravelmente maior que a 
espessura das fatias utilizadas em PR, em torno de 0,1 mm. 
Além disso, os processos de PR utilizam dados originados de sistemas CAD-
3D modelados por superfícies ou sólidos, ao passo que as imagens tomográficas 
são representadas por voxels. Assim, as imagens tomográficas 2D precisam ser 
reformatadas tridimensionalmente e convertidas para um formato de imagem 
 
 
 
 
 
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utilizado nos processos de PR; o formato padrão é o STL, representando-se o 
modelo por malhas de triângulos não-uniformes(20,21). 
O arquivo STL é então trabalhado em software específico para prototipagem, 
para a correção de eventuais inconsistências na superfície, no fechamento dos 
triângulos, na otimização do número de triângulos, e na escolha da orientação de 
construção mais apropriada à geometria da peça em questão — etapa conhecida 
como planejamento de processo. Após esta etapa, o modelo virtual em formato STL 
é refatiado em camadas paralelas, para permitir a construção do protótipo. 
Para que uma estrutura complexa como um crânio humano possa ser 
representada adequadamente, o modelo terá centenas a milhares de facetas 
triangulares, podendo gerar arquivos de tamanho excessivamente grande, 
dificultando o processamento. 
 
FATORES QUE AFETAM A QUALIDADE DA IMAGEM EM TC 
 
Modo de aquisição dos dados 
Os dados em TC podem ser obtidos em modo helicoidal ou em modo não-
helicoidal. As imagens resultantes não podem ser diferenciadas pela aparência. No 
entanto, são técnicas diferentes de aquisição de dados. A imagem do modo 
helicoidal não é exatamente axial. Na obtenção em modo não-helicoidal, há 
paralelismo de uma fatia com as suas adjacentes. No modo helicoidal, os cortes 
assemelham-se a uma mola ou helicóide, com pequena inclinação em cada um. A 
inclinação é afetada pela escolha da espessura da fatia e pela relação entre a 
espessura da fatia e a velocidade de movimento da mesa do paciente (pitch). Um 
software ajusta este pequeno ângulo através da média dos dados obtidos e cria 
uma imagem que não é inclinada (FIG.10). Este é um método estatístico complexo 
denominado de interpolação (ROMANS, 1995). 
Tamanho da matriz 
 
 
 
 
 
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Na imagem digital, a resolução está na dependência do número de pixels que 
compõem a imagem. Quanto maior o número de pixels, menor será o seu tamanho 
individual e melhor será a resolução da imagem. Isto significa que sua 
representação na tela do monitor torna-se mais fiel ao objeto reproduzido (FALK, 
GIELEN, HEUSER, 1995). 
A matriz é o conjunto de linhas e colunas de pixels na tela de visualização. 
Quanto mais ampla a matriz, melhor a resolução espacial da imagem. Porém, maior 
também deve ser a capacidade de armazenamento e processamento de dados pelo 
computador. Se for exibida uma imagem em uma matriz de 512 x 512 pixels, ela 
será formada por 262.144 pixels (ROMANS, 1995). 
Espessura de corte 
A espessura do corte tomográfico é um parâmetro importante em TC, 
determinado pelo operador. Ela é determinada pela abertura do colimador. Uma das 
vantagens da fina colimação é a redução da radiação secundária. A radiação 
secundária reduz a qualidade da imagem e aumenta a dose de radiação ao 
paciente. Quanto menor a radiação secundária, melhor a resolução de contraste, 
que é a habilidade de distinguir pequenas diferenças de tons de cinza em uma 
imagem (ROMANS, 1995). 
Não existe um protocolo único quanto à definição da espessura de corte a ser 
adotada. Ela varia dependendo do tamanho da estrutura a ser analisada. Cortes 
finos são mais adequados principalmente quando a estrutura a ser analisada é 
pequena (ROMANS, 1995). 
Para criar a imagem, o sistema precisa transformar um volume, dado pela 
espessura de corte, em uma imagem bidimensional (expressa por pixels). É um 
processo de "aplainamento" da imagem. 
Uma média dos valores de atenuação dos raios X aos tecidos englobados 
dentro de cada unidade de volume escaneada é atribuida ao voxel correspondente. 
A partir desta informação, o pixel expressará uma tonalidade da escala Hounsfield 
na tela do monitor (ROMANS, 1995). 
 
 
 
 
 
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Quanto maior a espessura de corte, maior o volume do voxel e maior a 
probabilidade de ele englobar tecidos de natureza heterogênea. Nesta situação, o 
cálculo da média de atenuação do voxel resultará em um valor de HU que não 
corresponde à representação de nenhum tecido em especifico. Este efeito recebe o 
nome de efeito de volume parcial (WEGENER, 1983; ROMANS, 1995). 
O efeito de volume parcial causa alterações de natureza quantitativa e 
qualitativa na imagem de TC. Quantitativamente, quando o sistema de 
processamento calcula o valor médio de atenuação dos voxels correspondentes a 
bordos de estruturas (portanto, de composição tecidual heterogênea), resultando em 
um número pouco representativo dos tecidos presentes na região. Qualitativamente, 
quando causa distorção do contorno de bordos oblíquo são sentido do corte — o 
qual fica com definição insatisfatória, assumindo tons variados de cinza; e quando 
não permite a representação de pequenas fissuras, as quais são expressas apenas 
por uma pequena alteração na densidade do voxel. Voxels amplos (cortes 
espessos) mascaram fissuras horizontais e pixels amplos (matrizes grosseiras), 
fissuras verticais. Logo, o efeito de volume parcial pode ser reduzido pelo uso de 
matrizes grandes e escaneamento com cortes finos (WEGENER, 1983). 
Apesar da opção por cortes finos trazer benefícios consideráveis, diminuindo 
o efeito de volume parcial, será necessário um maior número de cortes para cobrir 
toda a área a ser escaneada (BROOKS, 1993). Isto resulta em maior dose total de 
radiação ao paciente, maior período de tempo para a execução do exame, maior 
desgaste do tubo de raios X, maior consumo de filmes, além do alto custo 
associado. Prioritariamente, a produção de imagens em TO deve basear-se no 
melhor equilíbrio entre a detecção da lesão e a dose de radiação ao paciente 
(ROMANS, 1995). 
Campo de visão (field of view— FOV) 
0 campo de visão (FOV) é a area selecionada dentro do gantry, de forma 
circular, na qual os dados brutos (raw data) serão obtidos. Se for selecionado um 
FOV de 25 cm, os dados serão adquiridos em umcampo circular, com um 
diâmetrode 25 cm, criado a partir do centro do gantry (isocentro). Devido ao fato dos 
dados sempre serem escaneados ao redor do isocentro, o paciente precisa ser 
 
 
 
 
 
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posicionado no centro do gantry. Para a cabeça, geralmente o FOV utilizado é de 25 
cm (ROMANS, 1995). 
Para produzir uma imagem de boa qualidade, o operador deve selecionar um 
FOV no qual a área de interesse fique justaposta, envolta na proximidade dos seus 
limites. O tamanho do FOV e o tamanho da matriz determinam o tamanho do pixel, 
ou seja, a área do pixel é resultante da divisão do FOV (area de tecido escaneado) 
pela área da matriz (BROOKS, 1993; ROMANS, 1995). Considerando-se que, 
quanto menor o tamanho do pixel, melhor a resolução da imagem, a seleção de um 
FOV pequeno para uma matriz grande otimiza a resolução espacial da imagem 
(FALK, GIELEN, HEUSER, 1995). Em outra situação, pode-se citar que, com um 
mesmo FOV, a resolução da imagem irá melhorar com a utilização de uma matriz 
maior (BUSHONG, 1993). Semelhantemente, com uma mesma matriz, a resolução 
da imagem irá melhorar com o uso de um FOV pequeno. 
A escolha de um FOV "ótimo" melhora a visualização de anormalidades. A 
seleção de um FOV excessivamente amplo faz com que a imagem pareça 
desnecessariamente pequena. Assim, além da dificuldade inerente de visualização 
de estruturas pequenas, um maior número de informações é colocado em cada 
pixel, podendo passar despercebidas lesões pequenas. De forma similar, um FOV 
muito pequeno pode excluir estruturas anatômicas importantes (ROMANS, 1995). 
Ampliação da imagem (zoom) 
A ampliação da imagem é uma ferramenta que aumenta o tamanho de 
determinada região da imagem de TO através do aumento da área que cada pixel 
ocupa dentro da imagem. Como resultado do maior tamanho da área ocupada pelo 
pixel, há a perda de definição da imagem (ROMANS, 1995). 
É importante diferenciar entre o uso desta ferramenta e a diminuição do 
campo de visão ou FOV. 0 uso de um FOV menor também aumenta o tamanho da 
imagem. No entanto, é um fator favorável à definição da imagem. Na magnificação 
(zoom), ocorre o "estiramento" da imagem. Isto causa a distorção, que é tanto maior 
quanto mais alto for o fator de magnificação utilizado (ROMANS, 1995). 
 
 
 
 
 
 
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Algoritmo 
O algoritmo é definido como qualquer método para resolver certo tipo de 
problema. Em TC, sua função é criar uma imagem o mais representativa possível do 
objeto escaneado. (ROMANS, 1995) 
Após a seleção dos dados durante o processo de reconstrução, o operador 
pode escolher determinado filtro. Se a escolha for do filtro para osso (bone), as 
margens desta estrutura ficarão realçadas e seu contraste, aumentado. Esta 
vantagem é obtida em detrimento da menor visualização dos tecidos moles. 
Determinadas situações clinicas requerem a análise tanto do osso como dos tecidos 
moles. Assim, pode ser necessária a utilização de dois diferentes filtros (ROMANS, 
1995; WIESEN, MIRALDI, 1996). 
O melhor meio de determinar qual o algoritmo mais adequado para 
determinado tipo de estudo é através do método de tentativa. Assim, pode-se a 
partir do raw data, fazer a reconstrução retrospectiva de imagens com a utilização 
de diferentes algoritmos. Através da comparação dos resultados torna-se mais fácil 
determinar qual o algoritmo melhor para determinada aplicação (ROMANS, 1995). 
Artefatos de imagem 
Artefatos são estruturas vistas na imagem e que não fazem parte do objeto 
escaneado. Eles são responsáveis pela degradação da imagem de TC. Assumem 
diferentes aspectos e diferem com relação ás suas possíveis causas (ROMANS, 
1995). 
O tubo de raios X produz toda a energia eletromagnética que é responsável 
pela formação da imagem tanto em radiografias convencionais como em TC. Uma 
das características das ondas eletromagnéticas é o seu largo espectro, ou seja, 
diferem entre si pela frequência, o que determina o seu comportamento. De forma 
análoga, um feixe de raios X é dito polienergético ou policromático: constitui-se de 
fótons com diferentes níveis de energia. Quanto maior a energia do fóton, maior sua 
frequência e, portanto, maior o seu poder de penetração. Os raios X podem ser de 
alta energia ou de baixa energia (TAUHATA et al., 2003; WHAITES, 2003;). Esta é 
uma propriedade básica que afeta a imagem em TO (ROMANS, 1995). 
 
 
 
 
 
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Artefatos de feixes duros são imagens de faixas escuras, largas e raiadas, 
causados por feixes de raios X compostos de energias diferentes: resultam da 
absorção preferencial de fótons de baixa energia, deixando que os fótons de alta 
energia colidam com os detectores dispostos na abertura interna do gantry. Este 
efeito é mais visível quando o feixe de raios X precisa penetrar primeiro uma 
estrutura densa, como é o caso da base do crânio. Também é comum na região 
maxilofacial quando há a presença de osteossinteses, restaurações ou próteses 
metálicas. Estas fazem significante absorção de raios X, produzindo este tipo de 
artefato. Os artefatos de feixes duros causam um decréscimo generalizado nos 
números de TC, afetando a densidade da imagem (ROMANS, 1995). 
Artefatos 'ruídos" expressam granulações na imagem e ocorrem pela 
insuficiente chegada de fótons aos detectores, seja devido ao baixo rendimento do 
tubo, seja pelo baixo nível de miliamperagem (ROMANS, 1995). Artefatos na 
interface com ar, devido à significante diferença de densidade entre o objeto e o ar. 
A movimentação do objeto pode contribuir para este tipo de efeito, porém ele é mais 
frequente em nível do fluido gástrico-ar (ROMANS, 1995). 
Mais de um tipo de artefato pode estar presente em uma única imagem de 
TC. Todos os artefatos degradam a imagem. É importante saber identificar qual o 
tipo de artefato e sua causa, a fim de corrigir o problema e melhorar a qualidade da 
imagem (ROMANS, 1995). 
Filtros mecânicos de teflon ou de alumínio ajudam a reduzir a diferença entre 
as energias dos fótons de raios X, criando um feixe de intensidade mais uniforme, o 
que melhora a imagem de TC pela redução dos artefatos. Eles removem os feixes 
de baixa energia, minimizando a exposição do paciente. Certos filtros são usados 
para reduzir a intensidade dos fótons na periferia do feixe de raios X, os quais 
correspondem às áreas pouco espessas da anatomia do paciente. Há também 
softwares com a função de filtro (algoritmo) que corrigem o efeito dos raios X de alta 
energia (ROMANS, 1995). 
 
 
 
 
 
 
 
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O FORMATO DICOM 
 
O formato DICOM (Digital Imaging and Communications in Medicine) é o 
protocolo padrão para as imagens médicas. Surgiu na década de 80 através de um 
esforço de organismos internacionais representados pela National Electrical 
Manufacturers Association (NEMA) e pelo American College of Radiologists (ACR), 
a fim de padronizar o formato dos arquivos de imagens médicas (DICOM, 2004). 
Na época, o rápido desenvolvimento das tecnologias biomédicas fez com que 
cada fabricante comercializasse o seu equipamento com uma extensão própria de 
arquivo: o formato proprietário. O formato proprietário é aceito somente pela marca 
de aparelho do fabricante (HORILL at al., 2004), o que é desvantajoso para a troca 
de informações de imagens médicas entre instituições. A padronização do formato 
dos arquivos de imagens médicas foi importante para permitir a comunicação entre 
clinicas de diagnóstico por imagem, hospitais e outros (ALMEIDA et at, 2004; 
HORILL et ai., 2004). 
O formato DICOM é mundialmente aceito. Por isso, oferece maior 
interoperabilidade entre equipamentos e sistemas médicos (D1COM, 2004). 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
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Tese (Doutorado em Odontologia — area de concentração em Cirurgia e 
Traumatologia Bucomaxilofacial) — Faculdade de Odontologia, 
PontifíciaUniversidade Católica do Rio Grande do Sul, 2004. 
 
SILVA, J.V.L.; SANTA BARBARA, A.; GOUVEIA, M.F.; ZAVAGLIA, C.A.C.; REIS, 
M.C. Aplicación del prototipage rápido al tratamiento de defectos cráneos faciales In: 
International Congress on Biomaterials, 3., Biomat'03, 2003, Havana. Proceedings 
..., Havana, 2003b. 
 
SILVA, J.V L.; SANTA BARBARA, A.; MEURER, E.; OLIVEIRA, M.G. de; MEURER, 
M.I. The information technology for diagnosis and effective oral and maxillofacial 
surgery. In: International Congress of Dentomaxillofacial Radiology, 14., 2003, 
Florianópolis. Proceedings ..., Florianópolis, 2003b. p. 49.