TOMOGRAFIA COMPUTAÇÃO

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I. Computadores 
A. Fundamentos 
� Computadores utilisam o sistema binário. A um bit (do inglês binary 
digit) pode ser atribuído um de dois valores discretos. 
� Um bit pode codificar 2 valores, ou dois tons de cinza, que 
correspondem a branco e preto. 
� n bits podem codificar 2n valores, ou valores de cinza. 
� 8 bits = 1 byte; 2 butes = 1 word(16 bits). 
� Um total de 256 tons de cinza (28) podem ser codificados em um 
byte (8 bits). 
� Um total de 4096 tons de cinza (212) podem ser codificados em 12 
bits. 
� Necessidades de armazenamento para computadores podem ser 
especificadas utilizando kilobytes (kB) (103 bytes), megabytes (MB) (106 
bytes), gigabytes (GB) (109 bytes) ou terabytes (TB) (1012 bytes). 
B. Informação na imagem 
� Pixels são elementos individuais da imagem em uma imagem bi-
dimensional. 
� Em imagens digitais, cada pixel é normalmente codificado 
utilizando 1 ou 2 bytes. 
� O número total de pixels em uma imagem é o produto do número de 
pixels atribuídos à dimensão horizontal com o atribuído à dimensão 
vertical. 
� O número de pixels em cada dimensaão é chamado de tamanho da 
matriz. 
� Se existesm 1024 (1 k) pixels nas direções vertical e horizontal, a 
imagem contém 1 k × 1k = 1 M, ou 10242 pixels. 
� A Tabela 7.1. lista tamanhos típicos de matrizes utilizados em radiologia 
diagnóstica. 
� O conteúdo de informação das imagens é o produto do número de pixels 
e o número de bytes por pixel. 
� Uma imagem com uma matriz 512 × 512 pixels e codificação com 1 
byte para cada pixel requer 0,25 MB de memória (512 × 512 × 1). 
� A mesma imagem obtida utilizando 2 bytes codificando cada pixel 
com 2 bytes requer 0,5 MB de memória (512 × 512 × 2). 
� Um raio-x de tórax digitalizado em uma matriz 2 k × 2 k utilizando 
codificação de 2 bytes (2048 × 2048 × 2) requer 8 MB de memória. 
� Sistemas digitais modernos de mamografia são desenhados com matrizes 
de 4 k × 4 k e 4 k × 6 k pixels. 
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Computadores e tomografia 
computadorizada 
1
� Com codificação de 2 bytes por pixel, uma única imagem 
mamográfica oide requerer de 32 a 48 MB de memória. 
C. Hardware do computador 
� Memórias de computador são do tipo memória de acesso aleatório 
(RAM, do inglês random access memory ou do tipo memórias somente 
para leitura (ROM, do inglês read-only memory). 
� RAM é a memória temporária que armazena informação enquanto o 
aplicativo (software) é utilizado. 
� ROM é somante para armazenamento. Dadas em ROM não podem 
ser sobreescritos. 
� Memórios de buffer são normalmente cnsideradas parte da RAM e são 
em geral utilizadas para video. 
� Uma unidade de processamento central (CPU) realiza cálculos e 
operações lógicas sob o controle das instruções do software. 
� O processamento paralelo ocorre quando várias tarefas são 
ralizadas simultaneamente. 
� O processamento serial refere-se à execução das tarefas 
sequencialmente. 
� Processadores paralelos são dispositivos eletricamente conectados 
dedicados a realizar um tipo de cálculo rápido. 
� Processadores paralelos são utilizados em CT e ressonância 
magnética onde um grande número de cálculos é necessário para 
converter dados em imagens. 
D. Software de computador 
� Os computadores utilizam sistemas operacionais para realizar atividades 
internas tais como armazenamento de arquivos. 
� Um arquivo é uma coleção de dados tratados como uma unidade. 
� Exemplos de sistemas operacionais são DOS (para computadores 
pessoais tipo IBM), UNIX (para computadores SUN), e VMS (para 
vários computadores tipo mainframe). Computadores Macintosh 
utilizam um sistema próprio. 
� Aplicativos fornecem instruções para os computadores. Os programas 
instruem o computador sobre onde os dados de entrada são armazenados, 
como estes dados são manipulados e onde os resultados devem ser 
colocados. 
� A maioria dos programas de computador são escritos utilizando 
linguagens de alto nível tais como C, Pascal, COBOL, dBase, FORTRAN, 
ou Basic. 
� Estas linguagens independentes da máquina são chamadas de 
código fonte. 
� Código objeto ou linguagem de máquina é o código binário com as 
instruções específicas de cada máquina utilizadas pela CPU. É difícil 
escrever programas em código objeto. 
� Um compilador é um programa utilizado para converter código em 
linguagem de alto nível (código fonte) em linguagem de máquina (código 
objeto). 
E. Dispositovos periféricos 
� Dispositivos de armazenamento de dados incluem discos rígidos, discos 
flexíveis, discos óticos, jukeboxes óticas, e fitas magnéticas. 
� A Tabela 7.2. resume as capacidades de armazenamento de dados dos 
vários meios. 
� Dispositivos de saída incluem os tubos de raios catódicos (CRT), 
monitores, impressoras de filmes a laser, e impressoras de papel. 
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� Computadores se comunicam via cabos coaxiais, linhas telefônicas, 
transferências de fita magnética, microondas e conexões de fibras óticas. 
� Um modem (modulator/demodulator) é utilizado para transmitir 
informação através da linha telefônica. 
� A Figura 7.1 mostra os dispositivos periféricos associados aos 
computadores. 
� Computadores modernos estão interligados utilizando redes tais como a 
ethernet, que podem ser utilizadas para transmitir imagens para 
localizações remotas. 
� A baud rate descreve a taxa de informação transferida em bits por 
segundo. 
� Uma baud rate de 9600 corresponde a 9600 bits/s ou 1200 bytes/s. 
� A Tabela 7.3 lista as opções de rede para a transmissão de imagens e os 
tempos típicos de transmissão para uma radiografia de tórax padrão (8 MB 
de informação). 
F. Sistemas de arquivamento e comunicação de imagens 
� Sistemas de arquivamento e comunicação de imagens (PACS) (do 
inglês Picture Archival and Communication System) são sistemas de 
radiologia digital que têm o potencial de eliminar o uso de filmes. 
� PACS são também chamados de IMACs (do inglês Image 
Management and Communication). 
� PACS necessitam de sistemas de aquisição, computadores, arquivos de 
imagem, e estações para visualização das imagens. 
� Os componentes de um PACS precisam estar conectados a uma rede 
de comunicação digital. 
� Benefícios de um PACS incluem a habilidade de manipular dados, 
armazenamento compacto, recuperação rápida de imagens, e a habilidade 
de mandar imagens para localizações remotas. 
� Serviços de radiologia "sem filme" incluem o Hospital OMSZ em Viena 
II. Tomografia computadorizada 
A. Introdução 
� A tomografia computadorizada (CT, do inglês computed tomography) é 
uma técnica de imageamento tomográfica que gera imagens de cortes 
transversais no plano axial. 
� Imagens de CT são mapas do valor da atenuação relativa linear dos 
tecidos. 
� Procedimentos de CT utilizam alto kVp (120 a 140 kVp) com filtração 
elevada. 
� Para uma posição fixa do tubo de raios-x, um feixe em leque é passado 
através do paciente e medidas da intensidade do feixe transmitido são 
feitas por um conjunto de detetores. 
� As medidas da intensidade dos raios-x transmitidos são chamadas 
projeções. 
� As imagens de CT são obtidas através da análise matemática de várias 
projeções. 
B. Imagens 
� O campo de visão (FOV, do inglês field of view) é o diâmetro da área 
sendo imageada (por exemplo, 23 cm para a cabeça). 
� O tamanho do pixel em CT é determinado dividindo-se o FOV pelo 
tamanho da matriz. O tamanho das matrizes utilizadas em CT gralmente 
são de 512 × 512 (0,5 k). 
� Por exemplo, tamanhos de pixels são de 0,5 mm para um FOV de 
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25 mm de diâmetro para um procedimento de cabeça (25 dividido 
por 512) e 0,7 mm para um FOV de 35 cm para um procedimento 
de corpo (35 dividido por 512). 
� O voxel é um elemento de volume no paciente. O volume do voxel é o 
produto da área do pixel pela espessura do corte. 
� A Figura 7.2 mostra a relação entre FOV, tamanho da matriz, voxel e 
pixel. 
� O coeficiente de atenuação relativa (µ) é normalmente expresso em 
unidades de Hounsfield (HU), que também conhecida como númerosde 
CT. 
HUx=1000 × (µx - µágua)/µágua 
 
� O 1000 nesta equação determina a escala de contraste. 
� Por definição, a HU para água é 0, e a HU para o ar é -1000. 
� A Tabela 7.4 lista valores típicos da HU para uma variedade de tecidos. 
� Devido à dependência do µx e do µágua com a energia do fóton (keV), os 
valores de HU dependem do kVp e da filtração. 
� Portanto, HUs gerados por um aparelho de CT são aproximados e 
válidos somente para o kVp efetivo utilizado para gerar a imagem. 
C. Scanners de primeira e segunda geração 
� Em 1972, o tomógrafo EMI foi o primeiro aparelho introduzido na 
prática clínica. 
� Tomógrafos EMI utilizavam um feixe em pincel e cristais detetores de 
iodeto de sódio (NaI) que moviam-se transversalmente ao paciente (isto é, 
transladados) e geravam aproximadamente 160 pontos de dados por 
projeção num processo ponto-a-ponto. 
� O tubo de raios-x e o detetor eram rodados de 1 grau e outra projeção 
obtida; 180 projeções eram obtidas num intervalo angular de 180 graus, e 
a geração de uma única imagem levava cerca de 5 minutos. 
� Este desenho original da EMI é chamado de sistema de primeira 
geração. 
� Tomógrafos de segunda geração também utilizavam tecnologias de 
translação-rotação mas tinham múltiplos detetores e um feixe em leque. 
� Equipamentos de segunda geração permitiam incrementos de rotação 
maiores e procedimentos mais rápidos, com uma única seção gerada em 
aproximadamente 1 minuto. 
D. Reconstrução da imagem 
� A geração da imagem a partir dos dados adquiridos envolve a 
determinação do coeficiente de atenuação de cada pixel individualmente. 
� Um algoritmo matemático processa os dados da projeção e reconstrói a 
imagem transversal de CT. 
� A maioria dos tomógrafos modernos utilizam um algoritmo de 
retroprojeção com aplicação de filtro para a reconstrução da 
imagem. 
� Técnicas mais antigas de reconstrução da imagem incluiam retro-
projeções. 
� Métodos interativos (tentativa e erro) tais como técnicas de 
reconstrução algébrica também foram utilizados para a 
reconstrução de imagens. 
� A reconstrução de imagens envolvendo milhões de dados podem ser 
realizadas em segundos utilizando processadores paralelos (mastigadores 
de números). 
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� Diferentes filtros podem ser utilizados na reconstrução por retroprojeção 
filtrada, oferecendo diferentes compromissos entre resolução espacial e 
ruído. 
� Alguns filtros permitem a reconstrução de detalhes finos mas com 
um maior nível de ruído na imagem, tal como em algoritmos para 
osso. 
� Algoritmos tais como os para tecidos moles oferecem alguma 
suavização, que diminui o ruído na imagem mas também diminui a 
resolução espacial. 
� A escolha do melhor filtro a ser utilizado no algoritmo de reconstrução 
depende do objetivo clínico. 
E. Visualização da imagem 
� Imagens reconstruídas são visualizadas em CRTs ou impressas em filme 
utilizando uma impressora a laser. 
� Cada pixel é normalmente representado por 12 bits, ou 4096 níveis de 
cinza, que é maior que o intervalo de visualização dos filmes e monitores. 
� A largura e o nível da janela são utilizadas para otimizar a aparência de 
imagens de CT para determinação dos níveis de contraste e brilho 
atribuídos para os dados da imagem de CT (Figura 7.3). 
� O nível da janela, ou centro, é o número de CT ou valor de HU que será 
apresentado com a intensidade média na imagem. 
� O nível da janela é normalmente escolhido próximo do valor médio 
do HU do tecido de interesse (por exemplo, 10 a 50 HU para os 
tecidos moles). 
� A largura da janela é o intervalo de números de CT mostrados em torno 
do centro selecionado e, portanto, determina o contraste. 
� Uma janela estreita oferece maior contraste que uma janela larga. 
� O ajuste da largura e do nível da janela afetam somente a imagem 
visualizada, não os dados reconstruídos armazenados no computador. 
III. Scanners modernos de tomografia computadorizada 
A. Scanners de terceira e quarta gerações 
� Tomógrafos de terceira geração utilizam um feixe em leque rotativo e 
detetores rotativos (sistema rotatório-rotatório) (Figura 7.4A). 
� Tomógrafos de quarta geração têm um tubo rotatório e um anel de 
detetores fixos (até 4800) no gantry (sistema rotatório-fixo) (Figura 7.4B). 
� Tomógrafos de terceira e quarta gerações tipicamente adquirem uma seção 
em 1 ou 2 segundos. 
� A performance no que se refere à imagem é aproximadamente a mesma 
nos tomógrafos de terceira e quarta gerações. 
� Os cabos que fornecem a alta voltagem ao tubo de raios-x do CT limitam a 
rotação a uma volta. 
� A maioria dos modernos aparelhos fazem uso da tecnologia de anel de 
deslizamento na qual a alta voltagem é suprida ao tubo através de um anel 
de contato no gantry. Com tomógrafos com anel de deslizamento, o tubo 
de raios-x pode girar em uma direção indefinidamente. 
� Tomógrafos com anel de deslizamento são rápidos e podem obter 
várias seções em uma única suspensão da respiração. 
B. Tubos de raios-x e colimadores 
� O aquecimento do tubo para CT é em geral é alto, requerendo do anodo 
alta capacidade térmica. 
� Os sistemas modernos têm tubos de raios-x com capacidade térmica 
de mais de 2 megajoules. 
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� Tubos de CT têm mancha focal de aproximadamente 1 mm. 
� Tubos de alta performance podem custar mais de US$ 50.000,00. 
� O feixe é colimado quando sai do tubo e novamente quando chega no 
detetor. 
� A colimação define a largura da fatia e reduz o espalhamento. 
� Colimadores ajustáveis permitem que a espessura do corte varie de 
1 a 10 mm. 
� A elevada filtragem do feixe utilizado em CT tipicamente produz um feixe 
com um valor de camadas semi-redutora (HVL) de aproximadamente 10 
mm de alumínio. 
C. Detetores de estado sólido 
� Cristais cintiladores produzem luz quando fótons de raios-x são 
absorvidos. 
� Quando acoplados a um detetor de luz (tubo fotomultiplicador ou 
fotodiodo), um sinal elétrico proporcional à intensidade da radiação 
incidente é produzido. 
� O material mais comum utilizado em detetores de estado sólido é o 
tungstanato de cádmio (CdWO4), que é um eficiente detetor de raios-x. 
� Somente detetores de estado sólido são utilizados em tomógrafos de 
quarta geração, que requerem detetores finos devido à geometria de 
deteção. 
D. Detetores a gás 
� Câmaras de ionização com gás xenônio consistem em uma câmara 
preenchida com gás e com anodo e catodo mantidos a uma diferença de 
potencial. 
� Os fótons incidentes de raios-x ionizam o gás, produzindo pares 
elétron-íon. 
� A corrente produzida é proporcional à intensidade da radiação 
incidente. 
� Os detetores a gás podem ser utilizados somente em tomógrafos de 
terceira geração. 
� Detetores a gás são usualmente mantidos a alta pressão (25 atm) para 
aumentar a eficiência de deteção. 
� D 
� Detetores a gás são mais estáveis que detetores de estado sólido. 
E. Scanners de quinta geração 
� Tomógrafos de quinta geração utilizam um canhão de elétrons que 
deflete e focaliza um feixe de elétrons de alta velocidade ao longo de um 
arco de 210 graus de um grande anel-alvo de tungstênio no gantry. 
� O feixe de raios-x produzido é colimado para atravessar o paciente e 
atingir um anel de deteção. 
� Anéis de deteção múltiplos permitem a aquisição simultânea de 
seções múltiplas de imagens. 
� Não existem partes móveis, o que permite que imagens sejam obtidas em 
tempos de 50 a 100 ms, diminuindo assim artefatos de movimento. 
� Tomógrafos de quinta-geração são úteis em imageamento cardíaco e em 
pacientes incapazes de cooperar para exames de rotina que requerem a 
suspensão da respiração (por exemplo, pacientes pediátricos ou de 
trauma). 
F. Tomografia computadorizada helicoidal 
� Equipamentos com anéis de deslizamento podem ser utilizados no modo 
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helicoidal (ou espiral). 
� Diferentemente dos tomógrafos convencionais, nos quais o tubo de raios-x 
gira em torno de um paciente estacionário uma seção de cada vez, na 
tomografiahelicoidal o paciente é movido ao longo do eixo horizontal à 
medida que o tubo de raios-x roda em torno do paciente. 
� O feixe central de raios-x entrando no paciente segue uma trajetória 
helicoidal durante o exame. 
� A relação entre o movimento do paciente e do tubo é chamada de passo 
(pitch), que é definida como o movimento da mesa durante cada revolução 
do tubo de raios-x (medido em milímetros) dividido pela largura de 
colimação (medida em milímetros). 
� Por exemplo, para uma fatia de 5 mm, o paciente pode mover-se 10 
mm durante o segundo que leva para o tubo girar 360 graus, levando 
a um passo de 2. 
� A reconstrução da imagem é obtida interpolando-se as projeções obtidas 
em posições selecionadas ao longo do eixo do paciente. 
� As imagens podem ser reconstruídas em qualquer nível e com qualquer 
incremento mas têm sempre a espessura do colimador utilizado. 
� A capacidade de rapidamente cobrir um grande volume em uma única 
parada de respiração elimina erros de registro e reduz o volume de agente 
de contraste requerido. 
IV. Qualidade da imagem e dose de radiação 
A. Introdução 
� A qualidade da imagem pode ser caracterizada em termos de contraste, 
ruído e resolução espacial. 
� Em geral, a qualidade da imagem envolve compromissos entre estes três 
fatores e a dose de radiação no paciente. 
� Artefatos gerados durante o procedimento de CT podem degradar a 
qualidade da imagem. 
B. Contraste 
� O contraste da CT é a diferença entre valores de HU em tecidos 
adjacentes. Este contraste em geral aumenta à medida que o kVp diminui 
mas não é afetado pela mA e pelos tempos de varredura. 
� O contraste em CT pode ser artificialmente modificado com o uso de 
substâncias tais como o iodo. 
� O ruído na imagem pode dificultar a deteção de objetos de baixo contraste 
tais como tumores com uma densidade próxima do tecido adjacente. 
� O contraste da imagem visualizada é primariamente determinado pelo 
ajuste da largura e do nível de janelamento. 
C. Ruído 
� Ruído em CT é primariamente definido pelo número de fótons utilizado 
para fazer uma imagem (ruído quântico). 
� Quando um detetor recebe uma contagem total de 100 fótons, o 
desvio padrão é dado por 1001/2 = 10 (isto é, 10% da média). 
� Um total de 68% de medições repetidas estão dentro de 1 desvio 
padrão da média (isto é, entre 90 e 110 contagens). 
� Se a contagem cresce para 1000, o desvio padrão é 32 (10001/2), ou 
3,2% da média; se a contagem é 10.000, o desvio padráo é 100 
(10.0001/2), ou 1% da média. 
� O ruído quântico diminui à medida que o número de fótons aumenta. 
� O ruído em CT pode geralmente ser reduzido aumentando-se o kVp, a 
7
mA, o tempo de varredura, se todos os outros parâmetros permanecerem 
constantes. 
� O ruído em CT também pode ser reduzido aumentando-se o tamanho do 
voxel (isto é, diminuindo o tamanho da matriz, aumentando o FOV ou 
aumentando a espessura da fatia). 
� Valores típicos de ruído atualmente giram em torno de 5 HU (isto é, 
diferenças de 0,5% no coeficiente de atenuação). 
D. Resolução 
� A resolução espacial é a capacidade de discriminar entre objetos 
adjacentes e é função do tamanho do pixel. 
� Se o FOV é d e o tamanho da matriz é M, o tamanho do pixel é d/M. 
� Para um procedimento típico de cabeça com um FOV de 25 cm e 
matriz de 512 x 512, o tamanho do pixel é 0,5 mm. 
� Como são necessários dois pixels para definir um par de linhas, a 
melhor resolução espacial possível é 0,5 mm. 
� Resoluções típicas giram em torno de 0,7 mm a 1,5 pl/mm. 
� A resolução no plano (axial) pode ser melhorada operando-se no modo de 
alta resolução utilizando-se um FOV menor ou um mairo tamanho da 
matriz. 
� Fatores que também podem melhorar a resolução espcial em CT pela 
redução do embaçamento da imagem incluem a diminuição da mancha 
focal, detetores menores, e mais projeções. 
� A resolução perpendicular à seção depende da espessura do corte e é 
importante para as reconstruções sagitais e coronais. 
E. Dose de radiação 
� O perfil de dose em um tomógrafo não é uniforme ao longo do eixo do 
paciente e pode variar para cada seção irradiada. 
� Valores típicos de dose para uma única fatia são 40 mGy (4 rads) para um 
exame de cabeça ou 20 mGy (2 rads) para exame de corpo. 
� As doses na superfície podem ser maiores que as internas. 
� Em procedimentos de cabeça, a razão superfície-centro é de 
aproximadamente 1:1. 
� Em procedimentos de corpo, a razão superfície-centro é de 
aproximadamente 2:1. 
� Devido ao espalhamento de raios-x, o perfil de dose na seção tomográfica 
não é perfeitamente retangular mas tem caudas que extendem-se além dos 
limites da fatia. 
� Tecidos além da seção são portanto expostos à radiação. 
� Quando fatias adjacentes são feitas, a dose acumulada numa delas pode ser 
até duas vezes maior do que a dose associada a uma única fatia. 
� Os fabricantes especificam doses utiliznado o índice de dose para 
tomografia computadorizada (CTDI, do inglês computed tomography 
dose index), que é a integral do perfil de dose axial para uma única fatia 
dividido pela espessura nominal da fatia. 
� Apesar de ser possível de medir-se diretamente o CTDI, ele não está 
relacionado diretamente aos riscos para o paciente. 
F. Riscos da radiação 
� O risco para o paciente está relacionado à energia total absorvida. 
� O risco para o paciente é calculado somando as doses em todos os órgãos 
irradiados ponderando pelas respectivas radiosensibilidades. 
� Tal integral de dose no paciente é a dose efetiva equivalente (HE). 
� HE para procedimentos de cabeça é de aproximadamente 2 mSv 
8
(200 mrem). 
� HE para proceimentos de corpo é de aproximadamente 5 a 15 mSv 
(500 a 1500 mrems). 
� Se todos os outros fatores são mantidos constantes, os riscos para o 
paciente aumentam com o aumento no número de fatias, a espessura das 
fatias, o tempo de varredura, o kVp, e a mA, porque mais energia é 
depositada no paciente. 
� A dose efetiva (E) é conceitualmente similar a HE mas faz uso de fatores 
mais recentes de ponderação para a radiosensibilidade dos órgãos. 
� Valores quantitativos de HE e E são similares para a maioria dos exames 
de CT. 
G. Artefatos 
� Tomógrafos podem produzir artefatos nas imagens reconstruídas. 
� Artefatos de volume parcial resultam quando se faz a média dos 
coeficientes de atenuação linear de um voxel heterogênio. 
� Artefatos de volume parcial aumentam com o aumento do tamanho 
do pixel e da espessura da fatia. 
� Movimentos aleatórios ou imprevisíveis (por exemplo, se o paciente 
espirra) produzem artefatos de streak. 
� Em estruturas de alta densidade, tais como implantes metálicos, o detetor 
pode não registrar transmissão. 
� Neste caso, o algoritmo de reconstrução gera streaks adjacentes às 
estruturas de alta densidade. 
� Artefatos de endurecimento do feixe (cup artifacts) são causados pela 
natureza policromática do feixe. 
� À medida que as componentes de baixa energia do feixe vão sendo 
preferencialmente absorvidas, o feixe torna-se mais penetrante, 
resultando em menores valores calculados para o coeficiente de 
atenuação (HU). 
� Artefatos de endurecimento do feixe são mais marcantes 
principalmente em interfaces de alto contraste tais como entre ossos 
densos do crânio e o cérebro, onde streaks escuras (baixos valores 
de HU) ocorrem. 
� Artefatos em anel podem surgir em sistemas de terceira geração quando 
um detetor está defeituoso ou mal calibrado. 
� Artefatos devido a defeitos são raros nos equipamentos modernos. 
9
1 TB = 103 GB = 106 MB 
Tabela 7.1. Valores típicos para tamanhos de matrizes e bytes por pixel em radiologia
Modalidade Tamanho da matriz Bytes por pixel
Medicina nuclear 642 ou 1282 1 ou 2
Ressonância magnética 1282 ou 2562 2
Tomografia computadorizada 5122 2
Ultrasom 5122 1
Angiografia digital 10242 2
Radiografia computadorizada 20482 2
Digitalizadores de filmes 20482 ou 40962 2
Mamografia 40962 ou 4096 × 6144 2Tabela 7.2. Valores representativos da capacidade de 
armazenamento e tempos de acesso para meios de 
armazenamento.
Media
Capacidade de 
armazenamento Tempo de acesso
Disco flexível 1 MB ~1 s
Disco rígido 20 MB - 2 GB 10 ms
Fita magnética 600 MB - 5 GB
10 s a alguns 
minutos
Disco ótico 600 MB - 10 GB 16 ms
Caixa ótica 20 GB - 3 TB 10-60+ s
10
Tabela 7.3. Número de Hounsfield para alguns materiais 
representativos, com suas respectivas densidades e 
densidades eletrônicas.
Material
Densidade 
(g/cm3)
Densidade 
eletrônica 
(e/cm3 × 
1023)
Número de 
Hounsfield 
aproximado
Arvolume parciais 
E. kVp 
25. A visibilidade de pequenas estruturas de alto contraste em imagens CT será aprimorada 
mais provavelmente com o aumento do(a): 
A. Dose do paciente 
B. Tempo de varredura 
C. Tamanho da matriz da imagem 
D. Espessura da fatia 
E. kV 
26. A visibilidade de grandes estruturas de baixo contraste em imagens CT pode melhorar 
com um aumento no(a): 
A. Filtragem 
B. mAs 
C. Tamanho da matriz 
D. Largura da janela de visualização 
E. Tamanho da imagem no filme 
27. O ruído da imagem é afetado pela(o): 
A. Espessura da seção 
B. Algoritmo de reconstrução 
C. Espessura do paciente 
D. mAs 
E. Todas as anteriores 
28. Os artefatos de volume parciais são geralmente reduzidos quando: 
A. A espessura da seção aumenta 
B. O tempo de varredura aumenta 
C. O tamanho da matriz da imagem aumenta 
D. São utilizados tomógrafos de quinta geração 
E. São utilizados pequenos pontos focais 
29. Entre os seguintes itens, qual o que tem a MENOR probabilidade de ser uma fonte de 
artefatos de imagem CT? 
A. Vibrações do anodo 
B. Detetores defeituosos 
C. Implantes metálicos no paciente 
D. Amostragem limitada de dados de projeção 
E. Fonte de radiofreqüência próxima do equipamento 
30. Artefatos de anel num tomógrafo de terceira geração são causados por: 
A. Variação do kVp 
B. Faiscamento no tubo 
C. Defeito em um elemento do detector 
D. Movimento do paciente 
E. Todas as anteriores 
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