01 Tomografia Computadorizada

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Centro Federal de Educação 
Tecnológica de Santa Catarina 
Gerência Educacional de Eletrônica 
 
 
 
 
TOMOGRAFIA 
COMPUTADORIZADA 
 
 
CURSO TÉCNICO DE RADIOLOGIA 
 
 
 
 
Prof. Flávio Augusto Soares, M.Eng. 
Prof. Henrique Batista Lopes, M.Eng. 
 
 
 
Florianópolis, Novembro de 2000 
 
 
 
 
 
 
SINE/SC – SISTEMA NACIONAL DE EMPREGO 
CENTRO FEDERAL DE EDUCAÇÃO TECNOLÓGICA DE SANTA CATARINA 
DIRETORIA DE RELAÇÕES EMPRESARIAIS 
GERÊNCIA EDUCACIONAL DE ELETRÔNICA 
NÚCLEO DE TECNOLOGIA CLÍNICA 
FUNDAÇÃO DO ENSINO TÉCNICO DE SANTA CATARINA 
 
 
 
 
 
 
 
Instituições Envolvidas em Blumenau 
 
 
HOSPITAL SANTA CATARINA 
HOSPITAL SANTA ISABEL 
HOSPITAL MUNICIPAL SANTO ANTÔNIO 
 
 
 
 
 pág. iii 
 
ÍNDICE 
1. TOMÓGRAFO COMPUTADORIZADO 1 
1.1 INTRODUÇÃO 1 
1.2 PRINCÍPIO BÁSICO 1 
1.3 REALIZAÇÃO TÉCNICA 2 
1.3.1. Sistema de Rotação-Translação de Detetor Simples 2 
1.3.2. Sistema de Rotação-Translação de Múltiplos Detetores 2 
1.3.3. Sistema de rotação com detetores móveis 2 
1.3.4. Sistema de rotação com detetores fixos 3 
1.3.5. Sistema de rotação helicoidal 3 
1.3.6. Sistema de canhão de elétrons 3 
1.3.7. Tomógrafo Móvel 4 
1.4 SISTEMA TOMOGRÁFICO 5 
1.5 PORTAL 5 
1.5.1. Cabeçote 6 
1.6 SENSORES DE RAIOS X 8 
1.6.1. Sensores de Estado Sólido 8 
1.6.2. Câmaras de Ionização 9 
1.7 COLIMAÇÃO 9 
1.8 SISTEMA ELÉTRICO 10 
2. FORMAÇÃO DO TOMOGRAMA 11 
2.1 INTRODUÇÃO 11 
2.2 REPRESENTAÇÃO DA IMAGEM 11 
2.2.1. Elementos Fotográficos 11 
2.3 RECONSTRUÇÃO DA IMAGEM 12 
2.3.1. Obtenção dos Dados 12 
2.3.2. Cálculo da matriz tomográfica 13 
2.4 CONFECÇÃO DA MATRIZ DA IMAGEM 15 
2.4.1. Valores de Densidade 15 
2.4.2. Escala Hounsfield de Densidade 15 
2.4.3. Densitometria 16 
2.5 VARIAÇÃO DA IMAGEM 18 
3. OPERAÇÃO DO TOMÓGRAFO 19 
3.1 INTRODUÇÃO 19 
3.2 CONSOLE DE OPERAÇÕES 20 
3.3 CONTROLE DE MENU 20 
3.4 CONTROLE DE VARREDURA 21 
3.5 PROTOCOLOS DE VARREDURA 22 
3.6 MANIPULAÇÃO DE DADOS 22 
3.7 PROCESSAMENTO DA IMAGEM 23 
3.8 GRÁFICOS SOBRE A IMAGEM 24 
3.9 CONTROLE DA JANELA 25 
3.10 CONTROLES DO TRACKBALL 26 
4. BIBLIOGRAFIA 27 
 
 
 pág. iv 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Folha deixada em branco 
 
 
 
 
 
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1. TOMÓGRAFO COMPUTADORIZADO 
1.1 INTRODUÇÃO 
Nos últimos 40 anos nenhum outro avanço 
na área de raios X diagnóstico foi tão significativo 
quanto o desenvolvimento da tomografia computado-
rizada (TC). Já no final da década de 1950, os com-
ponentes para a construção de um TC estavam 
disponíveis para médicos e engenheiros. Porém, so-
mente em 1967, o processo tomográfico como um 
todo foi apresentado pelo engenheiro britânico God-
frey Hounsfield. Hounsfield trabalhava na empresa 
britânica EMI Ltda quando 
foram montados os primeiros 
TC para teste. Outro que aju-
dou no desenvolvimento do 
tomógrafo computadorizado 
foi o sul-africano Allan M. 
Cormack, que desenvolveu a 
matemática necessária para a 
reconstrução das imagens 
tomográficas. Cormack e 
Hounsfield foram agraciados 
com o Prêmio Nobel de Me-
dicina no ano de 1979 por 
suas contribuições para o 
desenvolvimento do Tomó-
grafo Computadorizado. 
1.2 PRINCÍPIO BÁSICO 
Enquanto as técnicas radiológicas conven-
cionais produzem imagens somadas de um objeto, 
varredores tomográficos giram para dividir um objeto 
e organizá-lo em seções de imagens paralelas e espa-
cialmente consecutivas (cortes axiais). O processo, 
que era originalmente totalmente mecânico, foi me-
lhorado graças as novas tecnologias. E, atualmente, a 
alta qualidade das imagens é o resultado dos comple-
xos sistemas computacionais. 
Simplificadamente, o tomograma é gerado a 
partir de um feixe de raios X estreito e um detetor 
montado no lado diametralmente oposto. Como o 
cabeçote e o detector estão conectados mecanicamen-
te, eles se movem de forma síncrona. Quando o con-
junto cabeçote-detector faz uma translação ou 
rotação em torno do paciente, as estruturas internas 
do corpo atenuam o feixe de raios X de acordo com a 
densidade e número atômico de cada tecido. A inten-
sidade da radiação detectada pelos sensores de raios 
X varia de acordo com esse padrão e forma uma lista 
de intensidades para cada projeção. No final da trans-
lação ou rotação o conjunto cabeçote-detetor retorna 
para a posição inicial, a mesa com o paciente se mo-
vimenta em alguns milímetros, e o tomógrafo come-
ça uma nova varredura. Este processo é repetido 
inúmeras vezes, gerando uma grande quantidade de 
dados. 
 
 
Figura 1.2. Obtenção da imagem tomográfica: os 
sensores de radiação se movimentam sincrona-
mente com o tubo de raios X. 
 
Os dados obtidos, intensidade de raios X ou 
valores de atenuação, a posição da mesa e a posição 
do cabeçote quando da obtenção dos dados, são ar-
mazenados num computador. Através de equações 
matemáticas aplicadas sobre estes valores, torna pos-
 
Fig. 1.1. Sir Godfrey 
Hounsfield. 
2 Parte 5 – TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA 
 
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sível a determinação de relações espaciais entre as 
estruturas internas de uma região selecionada do cor-
po humano. O tomograma calculado, ou seja, a ima-
gem apresentada na tela consiste-se numa matriz de 
valores de atenuação, ou, num cálculo inverso, uma 
matriz com valores de dose absorvida. Visualmente, 
para o diagnóstico, os valores de atenuação são apre-
sentados na forma de tons de cinza, criando assim 
uma imagem espacial do objeto varrido. 
1.3 REALIZAÇÃO TÉCNICA 
A atenuação dos raios X pelos tecidos huma-
nos é medida por detetores que são alinhados atrás do 
paciente, opostamente a fonte de raios X. Na literatu-
ra internacional, existem basicamente 5 tipos diferen-
tes de sistemas de varreduras para tomógrafos 
computadorizados. A seguir, explanaremos rapida-
mente sobre cada um deles. 
1.3.1. Sistema de Rotação-Translação de 
Detetor Simples 
Uma radiação X de feixe muito estreito varre 
o corpo em meia volta (180o) com passo de 1o. A in-
tensidade do faixe é medida por um único elemento 
detetor. Após cada incremento angular, uma transla-
ção linear é realizada enquanto o raio atravessa o cor-
po. O processo todo leva alguns minutos para 
completar cada corte. 
 
 
 
Fig. 1.3. Sistema de detecção de rotação-
translação simples. 
1.3.2. Sistema de Rotação-Translação de 
Múltiplos Detetores 
Uma linha de detectores, com 5 a 50 elemen-
tos, está localizada opostamente a fonte de raios X 
(Fig. 1.4). Um feixe ou leque de raio reduz o número 
de incrementos angulares necessários para a varredu-
ra. As varreduras são feitas em passos de 10o que cor-
respondem ao ângulo de abertura do leque. O tempo 
mínimo para a varredura está entre 6 e 20 segundos 
para cada corte. Este é um tomógrafo da 2a geração. 
 
 
 
Fig. 1.4. Sistema de rotação-translação com múl-
tiplos detetores. 
1.3.3. Sistema de rotação com detetores 
móveis 
Na evolução da construção dos tomógrafos, 
os aperfeiçoamentos levaram ao aparecimento da 3a 
geração de aparelhos, onde o feixe de raios X emitido 
possui uma abertura muito ampla. Opostamente a 
fonte emissora, uma linha de 200 a 1000 detectores 
dispostos em ângulo recebe a radiação após esta pe-
netrar todo o corpo do paciente. Os tempos de pro-
cessamento destes aparelhos estão na faixa entre 1 e 
4 segundos por corte. São os mais utilizados atual-
mente, mesmo em aparelhos modernos, devido a sua 
relação custo/benefício. 
 
 
 
Fig. 1.5. Sistema de rotação com detectores mó-
veis. 
 TOMÓGRAFO COMPUTADORIZADO 3Núcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia Clínica
 
1.3.4. Sistema de rotação com detetores fi-
xos 
Os tomógrafos de 4a geração são aqueles 
construídos com detectores distribuídos ao longo dos 
360o. A fonte de radiação gira em torno do arranjo de 
detectores que pode ter entre 800 e 4000 sensores. O 
tempo de varredura está entre 1 e 3 segundos. Um 
exame completo de tórax ou abdômen pode não atin-
gir 1 minuto. 
 
 
 
Fig. 1.6. Sistema de rotação com detectores fi-
xos. 
1.3.5. Sistema de rotação helicoidal 
Considerado de 5a geração, a tomografia he-
licoidal não difere dos seus antecessores em termos 
de funcionamento geral. O sistema utilizado é o de 
rotação total da ampola, sendo que os detetores po-
dem ser móveis ou fixos (3a e 4a geração). A diferen-
ça está no movimento da mesa com o paciente. Nas 
gerações anteriores, a mesa do paciente movia-se a-
pós a ampola terminar a aquisição do corte (após 
360o de rotação), posicionando-se então para o novo 
corte. Assim, o movimento da mesa era intermitente, 
entre os cortes. 
Com a capacidade computacional dos novos 
tomógrafos, a aquisição de dados é contínua, de for-
ma que a ampola permanece girando enquanto a me-
sa permanece movimentado-se. Neste processo, não 
há mais a aquisição de dados por corte, mas sim de 
forma ininterrupta. Os cortes só aparecem para o téc-
nico, pois o computador tratará as informações rece-
bidas de forma a montar as imagens requisitadas pelo 
médico. É o sistema mais rápido que existe, capaz de 
realizar uma tomografia inteira de coluna em poucos 
segundos. 
 
 
Figura 1.7. Na tomografia helicoidal, o paciente 
move-se simultaneamente com a rotação do tubo 
de raios X. 
1.3.6. Sistema de canhão de elétrons 
Este modelo de tomógrafo é o mais moderno 
que existe e utiliza-se de um conceito diferente na 
geração de raios X. Conhecido como Electronic 
Beam Computed Tomography – EBCT (Tomografia 
Computadorizada por Canhão de Elétrons), este tipo 
de aparelho se destaca por não possuir tubo de raios 
X ou ampola. A geração do feixe de fótons é realiza-
da ao ar livre, sem confinamento, a partir de um ca-
nhão de elétrons, que faz às vezes do cátodo. Os 
elétrons são acelerados pelo canhão e desviados por 
um conjunto de bobinas ao longo to trajeto em dire-
ção ao alvo. O alvo, ou o ânodo, a ser atingido é um 
dos vários anéis de tungstênio que circundam o paci-
ente na metade inferior do equipamento (parte inferi-
or da mesa). Quando os elétrons atingem o alvo com 
energia suficiente ocorre o fenômeno de geração de 
raios X pela transferência de energia dos elétrons pa-
ra o átomo de tungstênio. Este fenômeno é idêntico 
àquele que ocorre dentro de uma ampola comum de 
raios X. 
 
 
Figura 1.8. Foto de um TC por canhão de elétrons 
sendo montado. (Imatron Inc. - divulgação). 
 
Os anéis são desenhados para que as "pistas 
4 Parte 5 – TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA 
 
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anódicas" neles contidas produzam um feixe de fó-
tons com direção conhecida e precisa. A direção do 
feixe é a dos sensores de raios X, que estão posicio-
nados diametralmente opostos aos anéis-alvo. No 
caminho entre os anéis e os sensores, o feixe de fó-
tons interage com o paciente que está sobre a mesa. 
A vantagem deste tipo de tecnologia está 
principalmente no fato de não existirem partes mó-
veis, o que sempre é um fator de limitação na veloci-
dade de geração de imagens nos tomógrafos 
giratórios. Além disso, há uma grande melhora na 
dissipação de calor gerado pela produção de raios X, 
já que a "pista anódica" possui área muito maior e 
fica um tempo muito menor recebendo o impacto dos 
elétrons acelerados. Atualmente, existem mais de 100 
EBCT instalados no mundo, com os Estados Unidos 
hospedando mais de 70% destas unidades. 
 
 
Figura 1.9. Partes componentes de um Ultra-
fastCT da Imatron (Imatron Inc., divulgação). 
 
Descrição das partes: 
A Canhão de Elétrons: permite até 640 mA de po-
tência de raios X. 
B Feixe de Elétrons: pode ser gerado com tempos 
da ordem de milisegundos. 
C Sistema de refrigeração interno auto-contido: 
retira todo o calor gerado nos anéis, eliminando o 
tempo morto entre os cortes e permitindo longos 
tempos de exames (para volumes grandes). 
D Sistema de Aquisição de Dados: desenvolvido 
para permitir uma aquisição contínua de dados 
tomográficos. 
E Anéis-Alvo: construído de alvos múltiplos (na 
forma de semi-anéis) para uma varredura otimiza-
da de corte simples ou cortes múltiplos. 
F Mesa com Movimento Preciso e Rápido: permi-
te o movimento contínuo da mesa para a varredu-
ra de volumes. 
1.3.7. Tomógrafo Móvel 
A Philips Medical System já possui um to-
mógrafo móvel, conhecido como Tomoscan M. Di-
vidido em três partes, todas com rodas, o portal (450 
kg), a mesa para o paciente (135 kg) e o console de 
comando podem ser levados a qualquer local do 
hospital. Com dimensões que permitem passar por 
portas de 90 cm de largura, inclusive ser levado em 
elevadores, este sistema diminui o trauma do 
paciente de ser removido de seu leito para ser levado 
até a sala de tomografia. 
O tomógrafo possui um sistema elétrico que 
funciona com 4 baterias, o que permite que qualquer 
tomada de parede de 220 V, com capacidade para 10 
Amperes, possa carregar as baterias. Alem da mobi-
lidade, o sistema de baterias permite ao tomógrafo 
funcionar quando há falta de energia elétrica no hos-
pital, aliviando o sistema de fornecimento de emer-
gência de energia. 
 
 
Figura 1.10. Tomoscan M, da Philips Medical Sys-
tem: o primeiro tomógrafo móvel (Revista Medica 
Mundi, Philips Medical Ssytem). 
 
 
Figura 1.11. Visão frontal do Tomoscan M, em 
repouso enquanto carrega as baterias (Revista Me-
dica Mundi, Philips Medical Ssytem). 
 TOMÓGRAFO COMPUTADORIZADO 5 
 
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1.4 SISTEMA TOMOGRÁFICO 
Inicialmente poderíamos dizer que o tomó-
grafo de forma geral, independente de sua geração, é 
constituído de três partes: 
a) portal; 
b) eletrônica de controle; 
c) console de comando e computador. 
 
Estes seriam os itens mais complexos e, com 
certeza, os que requerem um maior cuidado por se-
rem os mais caros. Há também uma tendência em se 
reduzir o tamanho e simplificar os componentes que 
integram um sistema tomográfico, o que acabará re-
duzindo as partes do sistema aos três itens citados. 
 
 
Figura 1.12. Planta baixa típica da sala de tomo-
grafia e sala de comando. (Picker Int. - divulgação) 
 
No entanto, um sistema de Tomografia Com-
putadorizada é muito mais do que apenas os 
componentes citados. Além desses equipamentos, o 
sistema é completado com a parte de alta tensão/alta 
potência, a mesa motorizada para o paciente, um 
console remoto para o médico radiologista fornecer o 
diagnóstico, impressora fotográfica ou laser, entre 
outros. Vale lembrar que cada um destes componen-
tes é formado por inúmeras partes, sejam mecânicas 
ou elétricas. Na Figura 1.11, a seguir, podemos veri-
ficar a forma de interligação entres os diversos com-
ponentes. Fisicamente, estes módulos, chamados de 
armários devido a semelhança de forma, podem estar 
localizados na mesma sala ou em várias salas distin-
tas. 
Nos tomógrafos mais modernos, muitos des-
tes armários foram incorporados pelos portais, redu-
zindo portanto o espaço total necessário para a 
implantação de um serviço de tomografia. Esta redu-
ção chegou a ponto de serem construídos tomógrafos 
móveis, que já estão disponíveis no mercado. 
1.5 PORTAL 
O portal (gantry em inglês)é o maior com-
ponente de um sistema tomográfico e o que mais im-
pressiona. Pelo seu tamanho e imponência, pelo fato 
 
Figura 1.11. Diagrama de disposição de um Sistema Tomográfico. (Picker Internacional - divulgação) 
6 Parte 5 – TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA 
 
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do paciente ficar envolvido por ele durante o exame e 
por não enxergarmos o movimento do cabeçote e dos 
detetores, há sempre um fascínio sobre seu funcio-
namento. O portal é uma estrutura mecanicamente 
complexa, porém de funcionamento elétrico não dife-
rente de um equipamento de raios X convencional. 
Basicamente, o que encontramos por trás da cobertu-
ra do portal é um cabeçote contendo a ampola de rai-
os X típica: ânodo giratório, refrigerado a óleo ou 
água, filamento simples ou duplo e pista anódica. 
Os detectores de raios X são colocados dia-
metralmente opostos ao cabeçote e encontram-se pre-
sos à mesma estrutura mecânica para que ambos 
possam girar simultaneamente. Engrenagens reforça-
das e motores elétricos garantem precisão e veloci-
dade ao sistema de rotação. O posicionamento 
angular do cabeçote em relação ao paciente é infor-
mado por sensores de posição que repassam a infor-
mação de forma digital para o computador. Além do 
movimento interno giratório, o portal também pode 
inclinar-se (até 30o) para frente ou para trás, permi-
tindo cortes oblíquos na anatomia do paciente. Para 
isso, todo o conjunto é sustentado por dois suportes, 
um de cada lado, onde encontram-se motores ou pis-
tões hidráulicos que realizam a inclinação. 
 
 
Figura 1.12. Exemplo de portal: Equipamento To-
shiba (cortesia - Hosp. Celso Ramos - Florianópolis) 
 
Junto aos detectores, encontram-se placas de 
circuitos eletrônicos que tem a função de transduzir a 
informação de raios X (quantidade) em sinal elétrico, 
amplificá-la e passá-la para os conversores analógi-
co-digitais. A seguir, a informação digitalizada é 
transmitida pelo portal para o computador, que fará, 
então, os cálculos matemáticos necessários para a 
reconstrução da imagem. Uma vez obtida a imagem 
dos vários cortes realizados, esses poderão ser arma-
zenados ou fotografados em filme para o laudo do 
médico radiologista. 
 
 (a) 
 
 (b) 
Figura 1.14. Interior de um tomógrafo: (a) fotogra-
fia; (b) identificação dos componentes. (Picker Inter-
nacional - divulgação) 
1.5.1. Cabeçote 
O cabeçote de um tomógrafo é idêntico ao de 
um equipamento de raios X convencional: ampola 
com ânodo giratório, copo catódico, refrigeração, 
filtragem, etc. Porém, devido ao funcionamento 
constante do tubo durante um exame, existe a neces-
sidade de um sistema de refrigeração eficiente. Vale 
lembrar, que no tubo de raios X, 99% da energia ge-
rada é transformada em calor e apenas 1% é conver-
tida em fótons. No tomógrafo, todo este calor é 
gerado durante alguns segundos de funcionamento, o 
que resulta num produção de calor de 1.000 a 10.000 
vezes mais do que um tubo de raios X convencional, 
que funciona durante tempos menores que 1 segundo. 
 
 TOMÓGRAFO COMPUTADORIZADO 7 
 
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 (b) 
Figura 1.15. Portal do Elscint 1800 (cortesia - Hosp. 
Regional Hans Schimidt - Joinville) 
 
Na prática, existe uma medida para avaliar a 
produção de calor no tubo de raios X. Como o calor 
também é uma forma de energia, procura-se compa-
rar a energia dos elétrons com a energia térmica. Se 
os elétrons são acelerados com uma energia de 100 
kV, os 99% deles que não se transformarem em fó-
tons de raios X irão produzir 100 kV de calor. Além 
disso, a quantidade de elétrons com esta energia é 
dada pelo ajuste da corrente no tubo. Logo, a produ-
ção de calor será o resultado da quantidade de elé-
trons (corrente) que possuem uma determinada 
energia (tensão). Por fim, devemos lembrar que o 
tempo em que o tubo fica ligado também influencia 
na geração de calor. Assim podemos escrever a equa-
ção da geração de calor em função da tensão, corren-
te e tempo. Teríamos, por conseguinte, a seguinte 
equação da Energia Térmica: 
smAkVET ××= cujo resultado é me-
dido em HU (Heat Unit, ou, traduzindo, unidades de 
calor). 
Vejamos como exemplo, a comparação entre 
um exame de tórax com a técnica de raios X conven-
cional e a realização de um único corte de um exame 
de tórax num TC. 
Convencional ⇒ 80 kV , 200 mA , 0,05 s 
(10 mAs) 
HUsmAkVET 80005,020080 =××= 
 
Tomografia ⇒ 120 kV , 200 mA, 1 s 
HUsmAkVET 240001200120 =××= 
 
Se ainda considerarmos que num exame de 
tórax na TC são realizados em média 20 cortes, em 
questão de 30 segundos, a ampola sofrerá a ação de 
uma energia térmica na ordem de 500 mil HU (20 x 
24.000 HU). 
Nas especificações dos fabricantes, as ampo-
las são dimensionadas para suportarem acima de 1 
milhão de HU. Para haver uma melhor dissipação 
deste calor imenso nas ampolas, alguns ajustes foram 
introduzidos no desenvolvimento das mesmas: a ve-
locidade de rotação do motor do ânodo giratório é 
maior; o vidro da ampola é mais fino e de melhor 
condutividade térmica; e o sistema de refrigeração é 
muito mais sofisticado. Alguns fabricantes têm de-
senvolvido ampolas de ligas de alumínio e metais 
nobres em substituição ao vidro para a melhoria da 
condutividade térmica e também para diminuir o pe-
so do tubo, o que é muito importante num sistema 
giratório. 
 
 
 
 
Figura 1.13. Fotomontagem do interior de um portal. (cortesia - Hosp. Mun. São José - Joinville) 
cabeçote colimador 
detetor eletrônica 
controle 
da ampola 
motor da 
rotação engrenagem 
de rotação 
8 Parte 5 – TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA 
 
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Figura 1.16. Ampola de raios X desenhada para 
tomografia helicoidal. (Varion Interay - divulgação) 
 
Cada fabricante tem sua própria forma de e-
nergizar o tubo de raios X, dependendo do desenho e 
da operação do tomógrafo computadorizado. TC que 
utilizam cabeçotes apenas de rotação (3a e 4a gera-
ção) operam com feixes de raios X tanto pulsados 
quanto contínuos. Feixes contínuos com corrente de 
tubo na ordem de 400 mA são produzidos durante 
toda a rotação do cabeçote. Unidades pulsantes pro-
duzem feixes de raios X com correntes de tubo na 
ordem de 1.000 mA com largura de pulso de 1 a 5 
milisegundos e repetidas a taxa de 60 Hz. 
1.6 SENSORES DE RAIOS X 
Os detectores eletrônicos de raios X utiliza-
dos nos tomógrafos computadorizados devem possuir 
três características importantes: 
a) uma alta eficiência para minimizar a dose 
no paciente; 
b) estabilidade ao longo do tempo; 
c) ser insensível as variações de temperatu-
ra dentro do portal. 
 
A eficiência do sensor é uma função de três 
componentes básicos durante a sua construção: geo-
metria, captura do fóton e conversão do sinal. Cada 
fabricante procura alterar a construção de seus dete-
tores visando melhorar uma destas características 
para obter uma eficiência total adequada. A forma de 
ajuste desses pontos são considerados segredos in-
dustriais, pois os sensores são fundamentais para de-
finir a qualidade da imagem tomográfica produzida. 
A eficiência na geometria está ligada a área 
do sensor que é sensível ao raios X em relação a área 
total de construção do sensor que será exposta ao fei-
xe. Separadores finos colocados entre os elementos 
detetores para remover a radiação difusa, ou regiões 
insensíveis, irão degradar a eficiência geométrica. A 
eficiência quântica (ou de captura do fóton) refere-se 
a fração do feixe incidente no detetor que será absor-vida e contribuirá para o valor do sinal medido. Não 
podemos esquecer que parte da energia dos fótons 
incidentes nos sensores também é convertida em ca-
lor. A eficiência de conversão está ligada na capaci-
dade de conversão precisa do sinal de raios X 
absorvido em um sinal elétrico. A eficiência total é 
um produto dos três fatores e geralmente se encontra 
entre 0,45 e 0,85. Ou seja, há uma perda de 15% a 
55% entre os fótons que estão disponíveis para con-
versão e o sinal elétrico disponibilizado pelo sensor. 
Desta forma, o sistema de detecção é não-ideal e re-
sulta na necessidade de aumento da dose de radiação 
no paciente se o objetivo for manter a qualidade da 
imagem. O termo eficiência de dose algumas vezes é 
utilizado como sinônimo da eficiência do sensor. 
Os sistemas comerciais de tomografia utili-
zam-se de dois dos três tipos de sensores disponíveis: 
câmara de ionização e sensor de estado sólido. O ter-
ceiro tipo de sensor de raio X, a câmara fotomultipli-
cadora não pode ser utilizada em tomografia devido 
ao volume necessário para construí-la (sua miniaturi-
zação é impossível). 
1.6.1. Sensores de Estado Sólido 
Os sensores de estado sólido consistem em 
um arranjo de fotodiodos e cristais de cintilação, con-
forme apresentado na Figura 1.16. Os primeiros cin-
tiladores foram feitos de Iodido de Sódio (NaI). 
Alguns tomógrafos foram construídos com cristais de 
Germanato de Bismuto (Bi4Ge3O12 ou BGO) junto a 
fotomultiplicadores. Depois, estes foram substituídos 
pelo Iodido de Césio (CsI) e o próprio Germanato de 
Bismuto sem fotomultiplicador. Atualmente, tem-se 
preferido o Tungstato de Cadmium (CdWO4) pelo 
seu custo e eficiência. Há estudos para a utilização de 
material cerâmico a base de óxidos de terras raras. Os 
detectores de estado sólido normalmente possuem 
uma alta eficiência quântica e de conversão, e uma 
faixa dinâmica larga. 
O princípio de funcionamento é simples. Os 
cristais são atingidos diretamente pelo feixe de fótons 
de raios X. Estes fótons irão interagir com os átomos 
do cristal que irão transformar a energia de raios X 
 TOMÓGRAFO COMPUTADORIZADO 9 
 
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em energia luminosa. Os fótons de luz produzidos 
serão então emitidos em todas as direções, porém, 
preferencialmente na direção oposta à incidência do 
feixe. Por sua vez, os fótons de luz irão atingir o fo-
todiodo (diodo sensível à luz) que é construído junto 
ao cristal de cintilação. O diodo é um dispositivo ele-
trônico que permite a passagem de corrente elétrica 
apenas num sentido. Porém para permitir a circulação 
da corrente, é necessário que haja uma diferença de 
potencial inicial (tensão) de 0,6 Volts entre seus dois 
terminais. Com o aumento desta diferença de tensão 
(mais energia), o diodo é capaz de permitir a passa-
gem de uma corrente maior. A energia luminosa emi-
tida pelo cristal atua justamente sobre a tensão entre 
os terminais do diodo, permitindo assim um controle 
da corrente circulante no mesmo. Assim, quanto mai-
or a incidência de raios X no cristal, maior será a 
conversão deste feixe em luz. Por conseguinte, maior 
será a luz incidente sobre o fotodiodo que propiciará 
uma maior corrente no circuito eletrônico. 
 
 
cristal de cintilação
diodo
pinos de soldagem
 
 (a) 
detetores
placa de circuito
impresso
 
 (b) 
Figura 1.16. Sensores de estado sólido: (a) deta-
lhe da montagem do fotodiodo e do cristal de cin-
tilação; (b) arranjo de detetores colocados lado a 
lado, até 4800 elementos. 
1.6.2. Câmaras de Ionização 
As câmaras de ionização, conforme apresen-
tadas na Figura 1.17, consistem em um arranjo de 
câmaras contendo gás comprimido, usualmente gás 
Xenônio a pressão de 30 atm. Esta alta pressão é ne-
cessária para garantir duas características: 1o) uma 
maior pressão num espaço confinado implica numa 
maior energia das moléculas do gás, o que facilita a 
liberação de elétrons da última camada dos átomos 
quando da incidência do feixe de raios X; e 2o) se 
existe pressão na câmara, é resultado de existir uma 
massa (quantidade de gás) maior do que a normal-
mente caberia no mesmo volume (1 atm), o que sig-
nifica que existe 30 vezes mais átomos para interagir 
com o feixe de raios X, melhorando a eficiência do 
sensor. 
Uma alta tensão é aplicada aos separadores 
de tungstênio, que são colocados entre as câmaras 
para coletar íons que são produzidos pela radiação. 
Estes detetores possuem uma excelente estabilidade e 
uma faixa dinâmica ampla, no entanto, eles normal-
mente apresentam uma eficiência quântica menor do 
que os detetores de estado sólido. 
 
 
janela de
entrada
alta
tensão
amplificador sinal
câmara de pressão
placas
 
 (a) (b) 
Figura 1.17. Câmara de ionização: (a) detalhe da 
montagem; (b) detalhe elétrico. 
1.7 COLIMAÇÃO 
A colimação é necessária durante a operação 
do tomógrafo pelas mesmas razões que ela é necessá-
ria na radiografia convencional. Uma colimação ade-
quada reduz a dose no paciente pela restrição do 
volume de tecido a ser irradiado. Mais importante 
ainda é a qualidade de contraste da imagem que é 
aumentada pela diminuição da radiação secundária. 
Na tomografia computadorizada é comum ser colo-
cado dois conjuntos de colimadores. Um conjunto de 
10 Parte 5 – TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA 
 
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colimador é montado junto ao cabeçote (pré-
paciente) e ajuda a controlar a dose de radiação no 
paciente. 
O outro conjunto de colimadores é colocado 
logo a frente dos detetores (pós-paciente) e influencia 
na qualidade da imagem pois reduz a radiação secun-
dária, define a espessura do corte e também limita o 
campo de visão ou largura do corte (scan diamenter 
ou field of view). 
 
 
Figura 1.18. Colimação da câmara de ionização 
(cortesia Hospital Celso Ramos - Florianópolis). 
1.8 SISTEMA ELÉTRICO 
Todos os tomógrafos computadorizados tra-
balham com tensão de tubo (kVp) fornecida por sis-
temas trifásicos ou de alta freqüência. Isto garante a 
eficiência do sistema pois garante que a produção de 
fótons será constante durante todo o exame e o feixe 
terá sempre o mesmo espectro. Os sistemas de alta 
freqüência têm sido preferidos pelos fabricantes no 
desenvolvimento de TC mais modernos pois permi-
tem a compactação dos circuitos eletro-eletrônicos, 
permitindo que o sistema de potência seja instalado 
dentro do próprio portal. Há, então, uma grande eco-
nomia de espaço físico na sala, pois se diminuí um 
armário, e ganhe-se também na facilidade e baratea-
mento do custo de manutenção. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
motores que 
acionam os 
colimadores 
colimadores 
 
 
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2. FORMAÇÃO DO TOMOGRAMA 
2.1 INTRODUÇÃO 
A criação do tomógrafo computadorizado só 
foi possível por causa da matemática desenvolvida 
especialmente para a tomografia. Graças ao matemá-
tico e médico Allan Cormack foi possível que o to-
mógrafo de Sir Godfrey Hounsfield tornasse-se 
realidade. Esta matemática permite que as informa-
ções confusas vindo dos sensores de raios X, que são 
semelhantes às imagens de uma radiografia conven-
cional, possam ser trabalhadas e dêem origem às i-
magens de cortes transversais da anatomia do 
paciente. 
 
 
Figura 2.1 Allan Cormack 
 
Por seu trabalho matemático que deu suporte 
ao uso da tomografia computadorizada como um 
meio eficiente dediagnóstico por imagem, Allan 
Cormack recebeu o prêmio Nobel de Medicina em 
1979, juntamente com Sir Godfrey Hounsfield. 
2.2 REPRESENTAÇÃO DA IMAGEM 
Para entendermos melhor como é gerado um 
tomograma, primeiro temos que entender como o 
computador trabalha com a imagem. A imagem que é 
apresentada ao técnico ou ao radiologista, seja no 
monitor ou seja no filme, é formado pela diferente 
coloração em níveis de cinza de milhares de pontos. 
Assim, como ocorre no televisor, a imagem obtida do 
corte da anatomia é na realidade um conjunto de pon-
tos com tons diferentes. É como se a imagem fosse 
dividida em uma matriz de N x N pontos. 
Atualmente, a imagem tomográfica é gerada 
com matrizes a partir de 256 x 256 pontos, passando 
por 320 x 320 até 512 x 512 pontos. Equipamentos 
mais modernos chegam a trabalhar com matrizes de 
1024 x 1024 pontos, o que significa dividir a imagem 
em mais de 1 milhão de pontos. 
E o trabalho do equipamento tomográfico, 
juntamente com o computador, é justamente definir, 
indiretamente, o valor da densidade daquela pequena 
porção de tecido humano que cada um destes pontos 
está representando. Se houver uma mínima diferença 
de densidades entre dois pontos consecutivos, então o 
computador atribuirá um tom de cinza diferente para 
cada um dos pontos, resultando no contraste que le-
vará ao diagnóstico médico. 
2.2.1. Elementos Fotográficos 
A menor unidade de dimensão ou de imagem 
do tomograma computadorizado é o ponto fotográfi-
co, conhecido em inglês por pixel (picture element), 
conforme demos uma idéia acima. O pixel não tem 
uma dimensão ou comprimento definido pois depen-
de do tamanho do campo de visão e da matriz de i-
magem. Assim, a escolha dos dois pelo técnico irá 
determinar que o pixel represente uma certa porção 
da área transversal ou corte realizado no paciente. 
O campo de visão, ou field of view (FOV), ou 
ainda scan diamenter, é um valor fornecido pelo téc-
nico operador quando da realização de cada exame. 
Este valor está diretamente relacionado com a região 
do exame: para crânio, o campo de visão é da ordem 
de 24 cm, para tórax/abdômen utiliza-se 35 cm ou 42 
cm (paciente obeso). Os valores permitidos para o 
FOV podem ser fixos (3 ou 4 valores) nos equipa-
mentos mais antigos, ou ajustáveis de 1 em 1 cm nos 
tomógrafos mais modernos. A definição desta medi-
ada pelo técnico permitirá a visualização da imagem 
com a melhor resolução possível dentro dos limites 
do equipamento. Por isso, quando o equipamento 
permitir a definição exata do campo de visão, o téc-
nico deverá utilizar o espessômetro para medir o pa-
ciente e com isso informar ao computador a medida 
exata. 
12 Parte 5 – TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA 
 
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Figura 2.2. Ilustração representativa do pixel e do 
voxel. 
 
Porém, devemos lembrar que a imagem apre-
sentada na tela, não representa apenas um corte que 
separou a anatomia do paciente em duas partes, supe-
rior e inferior, ou direita e esquerda. Na realidade, o 
corte realizado no paciente possui uma espessura de 
alguns milímetros. Logo, a densidade apresentada 
através do tom de cinza pelo pixel na tela estará re-
presentando na realidade, não uma área, mas sim a 
densidade de um pequeno volume do corpo do paci-
ente, conforme ilustra a figura 2.2. Conhecido como 
voxel, este elemento, ou esta quantidade, deve ser do 
entendimento principalmente do radiologista pois de 
acordo com os parâmetros utilizados, o tamanho do 
voxel irá definir o menor tamanho de patologia a ser 
identificada. 
 
Assim, sabendo-se o valor do campo de visão 
e a matriz escolhida, podemos calcular o quanto re-
presenta, ou qual a dimensão de cada pixel. Vejamos 
os exemplos: 
 
a) campo de visão de 24 cm divido por uma 
matriz de 256 x 256 pixels 
⇒ 1 pixel = 240 mm / 256 = 0,9375 mm 
 
b) campo de visão de 35 cm divido por uma 
matriz de 256 x 256 pixels 
⇒ 1 pixel = 350 mm / 256 = 1,3671 mm 
 
c) campo de visão de 35 cm divido por uma 
matriz de 512 x 512 pixels 
⇒ 1 pixel = 350 mm / 512 = 0,6835 mm 
 
d) campo de visão de 45 cm divido por uma 
matriz de 512 x 512 pixels 
⇒ 1 pixel = 450 mm / 512 = 0,8789 mm 
 
Como podemos ver, o ponto colorido na tela 
pode representar uma área no paciente de 0,6835 mm 
x 0,6835 mm ou uma área de 1,3671 mm x 1,3671 
mm. Isto dá uma diferença de 4 vezes entre a menor 
(0,467 mm2) e a maior área (1,869 mm2). Logo, pato-
logias menores que 1 mm2 não seriam detectados 
com a escolha da resolução maior (opção b). 
2.3 RECONSTRUÇÃO DA IMAGEM 
A imagem tomográfica, embora pareça ser a 
representação quase perfeita das anatomias do paci-
ente em exame, na realidade é um conjunto de núme-
ros, transformados em tons de cinza, que informam a 
densidade de cada ponto da anatomia. Como as par-
tes anatômicas possuem densidades distintas, depen-
dendo das células que a compõem, a informação das 
densidades acabam formando imagens que, na tela, 
desenham as várias anatomias do corpo humano. 
Para descobrir o valor de densidade de cada 
ponto interior ao corpo humano, o tomógrafo realiza 
a medição da atenuação de radiação que o corpo hu-
mano provoca quando atravessado por um feixe de 
raios X. Como esta atenuação é realizada por todo o 
corpo, é necessário que se façam várias exposições 
em diferentes ângulos. Assim, se obtém uma grande 
quantidade de dados para que o computador possa 
definir ponto a ponto da imagem qual seu valor de 
atenuação, ou de densidade. A transformação desses 
valores nos vários níveis de cinza análogos cria uma 
imagem visual da seção transversal da área varrida. 
Os valores de atenuação para cada conjunto 
de projeção são registrados no computador e a ima-
gem tomográfica computadorizada é reconstruída 
através de um processamento computacional com-
plexo. O número finito de valores de atenuação cor-
respondente ao objeto varrido é organizado na forma 
de uma matriz ou tabela. Devido a suas capacidades 
de absorção diferentes, estruturas internas diferentes 
serão identificáveis na imagem fotográfica. O tama-
nho da matriz da imagem, ou seja, o número de pon-
tos fotográficos calculados, irá implicar no número 
de projeções individuais. O tamanho da matriz, ou 
tabela, contudo, também influencia na qualidade da 
resolução da imagem. Matrizes maiores, significam 
mais pontos e pixel de menor área, o que resulta em 
mais detalhes. No entanto, implica num esforço 
computacional maior pelo computador. 
2.3.1. Obtenção dos Dados 
Varreduras de tempo curto são desejáveis em 
tomografias computadorizadas de corpo inteiro, uma 
vez que artefatos de movimentos causados pela respi-
ração, peristalgia e batimento cardíaco podem ser 
 FORMAÇÃO DO TOMOGRAMA 13 
 
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desta forma eliminados. Sistemas de varreduras len-
tas com movimentos alternados e de contra-rotação 
estão, contudo, sendo substituídos por sistemas de 
rotação contínua, que apresentam tempos mais curtos 
de varredura. Por isso, o tempo de realização do e-
xame, que em alguns equipamentos pode ser ajustado 
pelo técnico, também pode ajudar na melhora da qua-
lidade da imagem. 
Na tomografia computadorizada, a interação 
do feixe de fótons com o paciente acontece da mes-
ma forma que na radiografia convencional: tecidos 
moles absorvem pouca radiação e geram imagens 
mais escuras; ossos absorvem muita radiação e pro-
duzem imagens mais claras nos filmes radiográficos. 
Dessa maneira, o que os detetores de radiação fazem 
é medir a quantidade de raios X ou fótons que conse-
guem atravessar o paciente e atingi-los. 
 
 
L 
Io 
I 
 
 (a) 
 No de fótonsI 
Espessura L 
Io 
 
 (b) 
Figura 2.3. A atenuação da radiação por um ma-
terial qualquer está diretamente relacionado com 
sua espessura: (a) material radiopaco; (b) gráfico 
que representa a diminuição da intensidade da 
radiação com o aumento da espessura. 
 
Conforme podemos ver na Figura 2.3, quanto 
maior for a espessura de um determinado material, 
mais a radiação será bloqueada, ou atenuada. Esta 
relação na realidade é exponencial, e dada pela equa-
ção: 
 
L
oeII
µ−−−−
====
 (2.1) 
onde I = intensidade do feixe após interação; 
IO = intensidade emitida; 
L = espessura atravessada (em linha reta); 
µ = coeficiente de atenuação do material. 
Logo, o que os detectores medem é a quanti-
dade I de radiação que os atinge. Porém, para montar 
a imagem, o computador calcula o valor da atenuação 
µµµµ, pois é a diferença entre as atenuações das regiões 
do corpo que irá gerar o contraste óptico que permite 
ao médico encontrar as anatomias e diagnosticar as 
anomalias. Desta forma, aplicando a operação loga-
rítmica sobre a equação anterior, obtemos: 
 )ln( I
Io
L
1
====µ (2.2) 
O valor de I é medido pelos detetores para 
cada posição do tubo de raios X, a cada movimento 
de rotação do portal. Io, a quantidade de radiação 
emitida pelo tubo, deve ser medida em uma de três 
formas possíveis: 
a) durante o processo de aquecimento do 
tubo, no início dos trabalhos do dia, o aparelho faz 
alguns disparos sem haver paciente dentro do portal. 
Conseqüentemente, toda a radiação emitida deverá 
atingir os detetores, a menos das perdas devida a fil-
tração, colimação e obstáculos, como a carcaça do 
portal. Porém, esta atenuação é conhecida pelo fabri-
cante e pode ser facilmente identificada e descontada 
dos cálculos; 
b) pode ser colocado um detector logo na 
saída do cabeçote para medir a radiação emitida pelo 
tubo a cada novo disparo; 
c) um detector é instalado junto aos demais 
detetores, porém localizado fora da região de alcance 
do paciente, garante que a radiação recebida só tenha 
sofrido atenuação do ar. Movendo-se em conjunto 
com todos os demais, este detector de calibração po-
de acompanhar as variações da intensidade de radia-
ção que eventualmente possam ocorrer durante o 
exame. 
Da equação da atenuação µµµµ (2.2), podemos 
notar que das 4 variáveis, só falta descobrir qual é o 
valor da espessura L do paciente para que o compu-
tador possa montar finalmente a imagem. 
2.3.2. Cálculo da matriz tomográfica 
O valor de L necessário para os cálculos das 
densidades dos tecidos é dado em conjunto pela ma-
triz escolhida e pelo campo de visão determinado 
pelo técnico. Uma vez conhecidos estes dois valores, 
o computador tem condições de determinar cada um 
dos valores de atenuação de cada ponto da matriz-
imagem. 
Conforme visto no item 2.2.1, a escolha do 
número de pontos da matriz e o tamanho do campo 
de visão irão determinar o valor de L para a equação 
2.2. 
Independente do tipo de tomógrafo utilizado, 
14 Parte 5 – TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA 
 
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o resultado de cada corte realizado será uma quanti-
dade enorme de valores de intensidade de radiação 
detectados pelos sensores em cada uma das posições 
de corte. E desta forma, a reconstrução da imagem a 
partir destas medidas também será o mesmo para 
qualquer tomógrafo. A equação fundamental é aquela 
apresenta pela equação 2.1. No entanto, com a ajuda 
da figura 2.4, podemos notar que a espessura que a-
tenuará o feixe de fótons é equivalente ao campo de 
visão especificado pelo técnico. 
 
Ix1 
Ix2 
Iy1 
Iy2 
Io 
Io 
Io 
Io 
L 
 
Figura 2.4. Seção transversal de um objeto divi-
dido em 8 x 8 partes, onde foram incididos 4 fei-
xes distintos e avaliada a atenuação provocada. 
 
Porém se utilizarmos a equação 2.2 para veri-
ficarmos o coeficiente de atenuação do material ire-
mos apenas calcular um coeficiente total para todo 
comprimento L. Isto significa dizer que os 25 cm de 
espessura do paciente, por exemplo, é feito de um 
tecido único e homogêneo. Sabemos que isto não é 
verdade. Com o auxílio da divisão do corte tomográ-
fico em milhares de pontos pela matriz escolhida, 
devemos adaptar as equações 2.1 e 2.2 para o nosso 
objetivo. 
Se o feixe de fótons irá atravessar, digamos, 
8 regiões de densidades diferentes, então teremos 8 
processos distintos de atenuação. A figura 2.5 ajuda a 
visualizar este processo. 
 
 
L1 L2 L3 L4 L5 L6 L7 L8 
IO I 
µµµµ1 µµµµ2 µµµµ3 µµµµ4 µµµµ5 µµµµ6 µµµµ7 µµµµ8 
I1 I2 I3 I4 I5 I7 I6 
 
Figura 2.5. Detalhe de uma das colunas da seção 
transversal apresentada na figura 2.4. 
 
Assim, equacionando para cada uma das fati-
as a relação entre a radiação incidente e a radiação 
remanescente, teremos: 
 1101
LeII µ−= (2.3) 
 2212
LeII µ−= (2.4) 
 3323
LeII µ−= (2.5) 
e assim por diante. Genericamente, temos: 
 nn
L
nn eII
µ−
−
= 1 (2.6) 
Fazendo-se a inclusão da equação 2.4 na e-
quação 2.3, e a equação 2.5 na equação 2.4, e assim 
por diante até o total de fatias, obteremos a equação 
da radiação remanescente após a interação coma to-
das as fatias. 
 ))...()(( 22110 nn
LLL
n eeeIII
µµµ −−−
== (2.7) 
Pela propriedade de associação das potên-
cias, podemos simplificar a equação 2.7 para: 
 
)...(
0
2211 nn LLLeII µµµ ++−= (2.8) 
Logo, podemos verificar que há a necessida-
de de se determinar não apenas um, mas vários coefi-
cientes de atenuação e vários comprimentos ou 
dimensões para cada uma das fatias. 
Se retornarmos a equação original 2.1, po-
demos verificar que ambas são a mesma, desde que 
consideremos 
 nn LLLLL µµµµµ ++++= ...332211 (2.9) 
A partir desta relação podemos concluir que 
o valor de L1 a Ln pode ser definido como sendo um 
valor único L, definido pelo técnico ao escolher a 
matriz da imagem e o campo de visão. Ou seja, L se-
rá o comprimento do pixel. Logo a equação 2.9 passa 
a ter uma única incógnita: 
 LL n )...( 321 µµµµµ ++++= (2.9) 
e conseqüentemente, 
 nµµµµµ ++++= ...321 (2.10) 
Assim, o valor que o computador calcula ini-
cialmente, )ln(
I
Io
L
1
====µ , é a soma das atenuações 
parciais provocada por cada fatia (eq. 2.11). Inicial-
mente, o computador considera os valores de atenua-
ção todos iguais (eq. 2.12), já que a informação que é 
medida corresponde a soma de todas as atenuações 
parciais. 
 Nn
µµ = (2.11) 
 nµµµµ ==== ...321 (2.12) 
Para descobrir quanto vale cada atenuação 
individual, o que irá gerar o contraste na imagem, o 
computador precisa realizar o cálculo para várias pro-
jeções diferentes. Ou seja, a ampola e os detectores 
terão que girar em torno do paciente e ter 
conhecimento das atenuações provocadas por vários 
ângulos de incidência. 
 
Medidas adicionais de diferentes vistas espa-
 FORMAÇÃO DO TOMOGRAMA 15 
 
Núcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia Clínica
 
ciais (ângulos de varredura) são necessárias para a 
determinação dos valores de absorção individuais 
(um total de N x N, por exemplo, 8 x 8 projeções nes-
te exemplo). Para a realização efetiva da tomografia 
computadorizada, o número e a qualidade dos dados 
de cada elemento individual, ou seja, o grau da reso-
lução espacial, aumenta na proporção do número de 
medidas de atenuação tomadas de diferentes ângulos. 
2.4 CONFECÇÃO DA MATRIZ DA 
IMAGEM 
Uma vez que o computador obtenha uma lis-
ta de valores com todas as atenuações medidas pelos 
sensores, começa um complexo processo computa-
cional matemático para que se identifique o valor da 
densidade ou da atenuação em cada pixel da imagem 
a ser gerada.Para explicarmos este processo, vamos ima-
ginar que estejamos realizando a tomografia da peça 
apresentada na figura 2.6. Os valores apresentados 
em cada região correspondem aos coeficientes da-
quela região (µn). 
 
 12 
 
12 
 
12 
 
12 
 
0 
 
12 
 
12 
 
12 
 
12 
 
Figura 2.6. Matriz exemplo de reconstrução. 
 
Quando o computador receber as informa-
ções será as seguintes, para 4 incidências, duas per-
pendiculares e duas a 45o : 
 
 
16 
 
16 
 
16 
 
16 
 
0 
 
16 
 
16 
 
16 
 
16 
 
48 
 
32 
 
48 
 
48 
 
32 
 
48 
32 
32 
24 
8 
24 
8 
Figura 2.7. Valores obtidos pelos sensores para 
cada coluna. 
 
Colocando todos estes números na matriz, 
com as devidas ponderações devido a angulação, o 
computador chegará a uma matriz de imagens pare-
cida com esta: 
 
 15 
 
15 
 
15 
 
15 
 
12 
 
15 
 
15 
 
15 
 
15 
 
Figura 2.8. Resultado processado pelo computa-
dor. 
 
Este valor não é muito parecido com os valo-
res originais do objeto, porém podemos detectar que 
no meio da imagem há uma atenuação diferenciada 
na peça. Assim, podemos dizer que o objeto possui 
um centro diferenciado da periferia. Claro que o e-
xemplo é muito simples, mas podemos verificar a 
importância da obtenção de várias informações, ou 
seja, a necessidade da ampola girar e realizar nova 
inicdência. Assim, se o procedimento for feito em 
toda a volta (360o) a qualidade da imagem será muito 
melhor do que a apresentamos no exemplo. 
2.4.1. Valores de Densidade 
Para cada elemento de volume é dado um va-
lor numérico, ou seja um valor de atenuação, que 
corresponde a quantidade média de absorção de radi-
ação daquele tecido representado no pixel. A densi-
dade na tomografia computadorizada é diretamente 
proporcional (relação linear) com o coeficiente de 
atenuação, uma constante do tecido influenciado por 
muitos fatores. O coeficiente de atenuação quantifica 
a absorção da radiação X. Após a calibração interna 
do tomógrafo, a densidade do tomograma computa-
dorizado da água é ajustada para 0, e a densidade do 
ar para -1.000 unidades Hounsfield (Hounsfield units 
ou simplesmente HU). 
2.4.2. Escala Hounsfield de Densidade 
Em tomografia computadorizada, os valores 
de atenuação são medidos em unidades Hounsfield 
(HU). O valor de atenuação do ar e da água (definido 
como -1000 HU e 0 HU, respectivamente) represen-
tam pontos fixos na escala de densidade do TC e 
mantêm-se inalterados mesmo com a variação da 
tensão do tubo. 
Dependendo da radiação efetiva do aparelho 
de varredura, a relação da atenuação dos diferentes 
tipos de tecidos com a água irá variar. Os valores de 
densidades listados na literatura devem portanto ser 
considerados como simples indicações ou pontos de 
referência, e não como valores absolutos para um 
16 Parte 5 – TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA 
 
Núcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia Clínica
 
determinado tecido ou órgão. 
 
Tipo de tecido Valor médio (HU) Dispersão 
Ósseo (compacto) > 250 
Ósseo (esponjoso) 130 ± 100 
Tiróide 70 ± 10 
Fígado 65 ± 5 45 a 75 
Músculo 45 ± 5 35 a 50 
Baço 45 ± 5 35 a 55 
Linfoma 45 ± 10 40 a 60 
Pâncreas 40 ± 10 25 a 55 
Rim 30 ± 10 20 a 40 
Gordura -65 ± 10 -80 a -100 
Fluidos Valor médio (HU) 
Sangue (coagulado) 80 ± 10 
Sangue (venoso) 55 ± 5 
Plasma 27 ± 2 
Suor (> 30 g proteína/l) > 18 ± 2 
Transpiração (< 30 g proteína/l) < 18 ± 2 
Solução 12 ± 2 
 
2.4.3. Densitometria 
A disposição dos detectores no anel de var-
redura facilita as medições quantitativas de densidade 
em áreas selecionadas livremente no objeto sob teste 
(regiões de interesse). O número de TC, ou unidade 
Hounsfield, representa a média aritmética de todos os 
valores de atenuação medidos num volume elementar 
individual. A imagem sozinha em nível de cinza de 
um objeto varrido fornece algumas informações da 
densidade relativa (radiodensidade) da estrutura pre-
sente na imagem. Através da comparação com os te-
cidos circundantes, a estrutura pode ser descrita 
como isodensa (mesma densidade), hipodensa (baixa 
densidade) ou hiperdensa (alta densidade). Em ór-
gãos parencmatosos como o cérebro, fígado, rins e 
pâncreas, o valor de atenuação dos tecidos circundan-
tes sadios é normalmente usado para comparação. Os 
números de TC na faixa da água são descritos como 
água-densos, aqueles na faixa da gordura como gor-
dura-densos, e aqueles na faixa dos músculos, como 
músculo-densos. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
17 Parte 5 – TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA 
 
Núcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia Clínica
 
O
s
s
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 (
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u
b
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c
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 c
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c
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)
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os
a)
G
or
-
du
ra
T
e
c
id
o
 d
o
p
u
lm
ã
o
+ 1000
+ 800
+ 600
+ 400
+ 200
 0
- 200
- 800
- 600
- 400
- 1000
+ 100 
+ 90 
+ 80 
+ 70 
+ 60 
+ 50 
+ 40 
+ 20 
+ 30 
+ 10 
- 10 
- 20 
- 30 
- 40 
- 50 
- 60 
- 70 
- 90 
- 80 
- 100 
Água
Solução
transpiração
Suor
Rim
Pancreas
Baço Músculo
Figado
SD
Sangue
coagulado
Sangue
completo
Tecido
Gorduroso
Misto
Tecido
Gorduroso
Misto
Gordura
Ar
+ 900
+ 700
+ 500
+ 300
+ 100
- 100
- 300
- 500
- 700
- 900
FAIXA DE –100 HU A 100 HU AMPLIADA
 
 
 
Núcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia Clínica
 
2.5 VARIAÇÃO DA IMAGEM 
Os valores de atenuação para reconstrução da 
imagem, variando de -1000 HU a +1000 HU, são 
convencionalmente mostrados numa correspondência 
com vários níveis de cinza. Contudo, o olho humano 
normalmente só pode distinguir entre 20 e 30 tons 
diferentes. Se toda a escala de densidade de 2000 HU 
fosse apresentada em uma única imagem, o médico 
radiologista seria capaz de distinguir apenas um tom 
de cinza dentro da faixa de diagnóstico de importan-
tes tecidos moles (a faixa entre –100 HU e 100 HU 
seria vista pelo radiologista como uma mancha só). 
Ele não poderia visualizar todas as nuanças densito-
métricas mensuráveis pelo computador, e importan-
tes informações para o diagnóstico seriam perdidas. 
A janela da imagem foi então desenvolvida 
como uma forma de produzir contrastes vívidos 
mesmo em diferenças densiométricas suaves. O con-
ceito da janela torna possível a expansão da escala de 
cinza (largura da janela - window width) de acordo 
com uma faixa arbitrária de densidades. Valores de 
atenuação acima do limite superior da janela apare-
cem com tom branco, e aqueles abaixo do limite infe-
rior são apresentados em preto. O nível ou centro da 
janela (window center) determina o centro da escala 
de densidades, ou seja, quais estruturas e órgãos são 
representados com os níveis intermediários de cinza. 
Os ajustes da janela devem ser realizados de acordo 
com as estruturas a ser diagnosticado. Janelas estrei-
tas proporcionam uma imagem de alto-contraste, no 
entanto, há o perigo de estruturas fora da faixa da 
janela podem ser inadequadamente apresentadas ou 
mesmo, não serem percebidas. Com ajustes de janela 
mais amplos, diferenças pequenas de densidades apa-
recem homogeneamente são, assim, mascarados. A 
resolução é desta forma reduzida. 
 
Vejamos dois exemplos de janela e a visuali-
zação da conversão de HU para cinza: 
Ex.1: valor central = 200 HU largura = 
1400 HU 
cada nível de cinza representa 5,5 valores 
HU 
 
Ex. 2: valor central = 1000 HU largura = 
400 HU 
cada nível de cinza representa 1,5 valores 
HU 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
128
200
255
900
0
- 500
255
3095
0
- 1000
Escala de cinza
Unidades Hounsfield
 
(a) 
128
1000
255
1200
0
800
255
3095
0
- 1000
Escala de cinza
Unidades Hounsfield
 
(b) 
Figura 2.5. Representação gráfica do janelamento. Note que os valores fora da janela são todos 
convertidos numa única cor (branco ou preto). (a) exemplo 1; (b) exemplo 2. 
 
 
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3. OPERAÇÃO DO TOMÓGRAFO 
3.1 INTRODUÇÃO 
Diferentemente do que ocorre com o equi-
pamento de raios X convencional, na Tomografia 
Computadorizada, o técnico trabalha muito mais na 
obtenção da imagem para diagnóstico, ou seja, no 
console de comando, do que no posicionamento do 
paciente. Apenas para lembrar, cada anatomia do 
corpo humano exige uma posição diferente na reali-
zação do exame por raios X convencional. Já com a 
tomografia, o paciente permanece sempre na posição 
deitada. Devido aos inúmeros recursos que a Tomo-
grafia Computadorizada disponibiliza para o exame 
de lesões e anomalias em estruturas e órgãos do cor-
po humano, o console de comando de um tomógrafo 
é bem mais complexo quando comparado com o con-
sole de aparelho radiográfico convencional. 
 
 
Figura 3.1. Console de comando do equipamento 
Toshiba. (cortesia Hosp. Celso Ramos - Florianópolis) 
 
Cada fabricante, ou mesmo séries diferentes 
de equipamentos de um mesmo fabricante, tem a sua 
forma particular de disponibilizar para o técnico os 
diversos comandos e recursos necessários para a ope-
ração do Tomógrafo. Com exceção de um ou outro 
recurso mais sofisticado, normalmente vendido sepa-
radamente pelo fabricante, todo Tomógrafo Compu-
tadorizado possui a mesma forma de operação e 
manipulação das imagens muito parecidas entre si. A 
seguir, veremos a descrição da Mesa de Operação e 
por conseqüência, dos recursos disponíveis nos to-
mógrafos da marca Elscint, mais especificamente, o 
Exel 2000 sprint e Twin Scan 
 
 
 (a) 
 
 (b) 
Figura 3.3. O console de comando do Elscint re-
sume-se a um teclado padrão de computador, 
mouse e tela do computador: a) Tela do compu-
tador onde, através do mouse, são selecionadas 
as funções; b)console com botão de emergência 
e para comunicação com o paciente; ao fundo, 
comando da processadora laser. (cortesia Hospi-
tal Mun. São José - Joinville) 
 
20 Parte 5 – TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA 
 
Núcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia Clínica
 
 
Figura 3.2. Console de comando do equipamento 
Elscint Exel 1800. (cortesia Hosp. Reg. Hans Schimidt - 
Joinville) 
3.2 CONSOLE DE OPERAÇÕES 
Praticamente todo o exame de tomografia 
computadorizada é "realizado no console" da mesa 
de operação. Após o posicionamento do paciente na 
mesa de exames e o alinhamento da mesma com o 
portal, o técnico se dirige para o console de comando 
onde então poderá definir os parâmetros e executar o 
exame tomográfico. A seguir, podemos ver um con-
sole padrão de um tomógrafo. Nele podemos notar a 
existência de 9 agrupamentos distintos de teclas, a-
lém de dois dispositivos rotacionais especais. Cada 
fabricante pode eventualmente reposicionar os gru-
pos de teclas ao longo do console, ou mesmo acima 
dele, junto ao monitor. Porém, deve-se verificar que, 
de uma forma, ou de outra, os comandos e recursos 
que aqui serão apresentados para este console padrão 
com certeza estarão disponíveis nos consoles de to-
dos os tomógrafos. Será apenas uma questão de veri-
ficarmos onde e com qual designação foram 
colocados pelo fabricante. 
 
 
Figura 3.4. Console de comando do Elscint Twin 
Scan. (cortesia Hospital Dona Helena - Joinville) 
 
Nas próximas seções, detalharemos cada um 
dos grupos de teclas e suas respectivas funções. 
3.3 CONTROLE DE MENU 
As teclas de controle de menu são utilizadas: 
a) durante a pesquisa de um determinado pa-
ciente nos exames arquivados; 
 
WIDTH CENTER 
 
 
WINDOW CONTROL IMAGE GRAPHICS PROCESSING DATA HANDLING SCAN CONTROL SCAN PROTOCOLS TRACKBALL CONTROL 
8 9 
7 6 5 4 3 
1 2 
cccc Teclado Alfanumérico 
dddd Teclas de Controle de Menu 
eeee Teclas de Controle de Varredura 
ffff Teclas do Protocolo de Varredura 
gggg Teclas de Manipulação de Dados 
 
hhhh Teclas de processamento 
iiii Teclas de gráficos da imagem 
jjjj Controle da janela 
kkkk Controle do trackball 
 
Figura 3.5. Diagrama típico de um console de comando de TC onde se verifica que as funções são 
acessíveis através de teclas agrupadas em locais definidos do console. 
MONITOR 
DE IMAGEM 
MONITOR 
DE DADOS 
TECLAS 
DE COMANDO 
COMPUTADOR 
 OPERAÇÃO DO TOMÓGRAFO 21 
 
Núcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia Clínica
 
b) na apresentação da lista de imagens de um 
determinado paciente; 
c) na inserção ou verificação do protocolo de 
varredura; 
d) para selecionar as imagens a serem exibi-
das ou arquivadas; 
e) mudanças no protocolo de varredura, etc. 
 
HOME
PAGE
UP
END
PAGE
DOWN
↑↑↑↑ PRINT*
↓↓↓↓ →→→→
CONT ESC
←←←←
 
Figura 3.6. Botões de movimentação do cursor e 
do menu de opções. 
 
Descrição das Teclas 
 
CONT (continuation - CONTINUAÇÃO) - 
serve para indicar que você já acabou algum proce-
dimento/preenchimento e deseja passar para o passo 
seguinte, ou quer continuar a executar algum coman-
do previamente interrompido ou suspenso. 
ESC (escape - ESCAPE) - tecla para abortar 
uma ação ou comando, também serve tara voltar para 
a informação anteriormente exibida na tela 
HOME (home - INÍCIO) - tecla que faz o 
cursor ir para o início da página ou linha 
PAGE UP (page up- PÁGINA ANTERIOR) - 
tecla que faz mostrar a página anterior, ou a lista an-
terior à que se está exibindo 
END (end - FIM) - tecla que faz o cursor ir 
para o final da página ou linha 
PAGE DOWN (page down- PRÓXIMA PÁ-
GINA) - tecla que faz mostrar a página seguinte, ou a 
seqüência da lista que se está exibindo. 
PRINT ∗∗∗∗ (print - IMPRIMIR) - juntamente 
com a tecla SHIFT, permite que os dados do monitor 
alfanumérico sejam impressos em papel. 
TECLAS DE CURSOR ↑↑↑↑ ←←←← ↓↓↓↓ →→→→ - ser-
vem para mover o cursor uma linha acima ou abaixo, 
uma letra a direita ou à esquerda. 
3.4 CONTROLE DE VARREDURA 
Com este conjunto de teclas pode-se ativar e 
controlar a seqüência de cortes/varreduras que serão 
feitas no paciente. Normalmente são operadas em 
conjunto coma as teclas de Protocolos de Varreduras. 
Cada tecla possui uma pequena luz que indica que o 
comando foi aceito e permanece ligado enquanto o 
comando estiver ativado. Assim, o técnico sabe visu-
almente o procedimento que está realizando e qual 
teclas estão disponíveis no momento. 
 
CON-
TRAST
STOP
SEQ
VOICE/
FILM
SURVW
PLAN
START
STUDY
REPEAT
SCAN
MANUAL
SCAN
AUTO
SCAN
 
 (a) 
CON-
TRAST
STOP
SEQ
HOLD
STORE
DYN
STUDY
START
STUDY
SURVW
PLAN
MANUAL
SCAN
AUTO
SCAN
 
 (b) 
Figura 3.7. Botões de controle e definição da var-
redura: a) modelo Twin Scan; b) modelo Exel 
2000 sprint. 
 
START STUDY (start study- INICIAR 
ESTUDO) - inicia o processo de varredura, que con-
siste na inclusão dos dados do paciente. Após a in-
serção dos dados, seleciona-se o protocolo 
apropriado. Os cortessão realizados pelo pressiona-
mento ou da tecla MANUAL SCAN ou de AUTO SCAN. 
MANUAL SCAN (manual scan- 
VARREDURA MANUAL) - faz cada corte individual-
mente. 
AUTO SCAN (auto scan- VARREDURA AU-
TOMÁTICA) - faz todos os cortes programados sem 
necessidade de nova intervenção do operador. 
STOP SEQ (stop sequence - PARAR SE-
QÜÊNCIA) - interrompe a seqüência em andamento. 
SURVW PLAN (surview plan - PLANO DE 
PREVISÃO ou VISÃO GERAL) - permite o planeja-
mento da seqüência de cortes a serem realizados em 
cima de uma imagem parcial do corpo do paciente. 
Também permite ver o plano após sua execução. 
REPEAT SCAN (repeat scan - REPETIR 
VARREDURA) - retorna a mesa para a posição inicial 
e prepara o equipamento para realizar de novo um 
corte ou uma série de cortes. 
22 Parte 5 – TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA 
 
Núcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia Clínica
 
CONTRAST (contrast- CONTRASTE) - é 
usado para marcar os cortes que foram realizados 
após a injeção de material contrastante. As imagens 
são marcados com a letra C. Em Estudos Dinâmicos 
a tecla ativa um relógio para a medida do intervalo de 
tempo desde a injeção e o último corte. Este tempo é 
registrado nas imagens junto com a letra C. 
VOICE/FILM (voice/film - 
VOZ/FOTOGRAFAR) – ativa ou cancela as instruções 
de VOZ, que consiste num conjunto de instruções 
pré-gravadas (do tipo inspira/expira) que são transmi-
tidas ao paciente de forma automatizada com o exa-
me (opcional); ou ativa ou cancela o processo de 
impressão/fotografia automática após cada corte (op-
cional). 
 
Modelo Exel 2000 sprint (teclas diferencia-
das) 
DYN STUDY (dynamic study - ESTUDO DI-
NÂMICO) - retorna a mesa para a posição inicial e 
prepara o equipamento para realizar de novo um cor-
te ou uma série de cortes. 
HOLD STORE (hold sore - MANTER 
ARQUIVAMENTE) - habilita o ajuste do número de 
janelas para fotogramento automático. 
3.5 PROTOCOLOS DE VARREDURA 
Aqui se encontram as teclas de uso rápido 
onde estão memorizadas as principais técnicas utili-
zadas mais comumente no dia-a-dia dos exames com 
tomografia computadorizada. 
 
HEAD
P.F.
HEAD
STD
HEAD
COR
THORX
BODY
LARGE BODY
HEAD
PED
CERVIC
SPINE
SURVW
HEAD
BODY
PED SPINE
SURVW
BODY
ADD
HEAD HELIX
ADD
BODY ∗
 
 (a) 
HEAD
P.F.
HEAD
STD
HEAD
COR
ORBIT
BODY
350
BODY
420
HEAD
PED EAR
CERVIC
SPINE
BODY
PED ORTHO SPINE
SURVW
HEAD
ADD
PROT
SURVW
BODY ∗
 
(b) 
Figura 2.8. Botões de definição 
dos protocolos de varredura: a) 
modelo Twin Scan; b) modelo 
Exel 2000 sprint. 
 
Os tipos de varredura mais utilizados estão 
marcados nas próprias teclas. Protocolos, ou técnicas, 
adicionais podem ser selecionados a partir das teclas 
ADD HEAD (adicionar crânio) ou ADD BODY 
(adicionar corpo) que apresentarão um menu com 
mais opções de parâmetros. Para o Exel 2000, existe 
apenas mais 15 opções de protocolos ao teclar-se 
ADD PROT (adicionar protocolo). A tecla Helix 
permite o acesso aos protocolos especiais para a to-
mografia helicoidal. 
Cada protocolo inclui parâmetros de varredu-
ra e de reconstrução e opções de arquivamento. No 
entanto, sempre que um protocolo está disponível no 
Monitor de Dados, o operador poderá modificar os 
valores dos parâmetros de acordo com a requisição, 
ou selecionar um protocolo diferente, e finalmente, 
iniciar o procedimento de varredura. A tecla marcada 
com asterisco ( ∗∗∗∗ ) é usada para modificar o protoco-
lo corrente. 
Cada um dos protocolos pode ser alterado 
pelo operador que deve ir ao menu MISC (miscelâ-
nea) e escolher a opção GENERATE SCAN 
PROTOCOLS (gerar protocolos de varredura). 
3.6 MANIPULAÇÃO DE DADOS 
Os dados disponíveis para armazenamento 
no disco rígido ou CD-ROM regravável (disco ópti-
co) são os arquivos brutos (dados de absorção de 
Raio-X antes da reconstrução) e imagens. Arquivos 
de dados brutos podem ser armazenados no disco ou 
no CD-ROM regravável (opcional). As imagens po-
dem ser gravadas no disco, disquetes e cartuchos de 
Disco Óptico Apagável (CD-ROM regravável). 
 
ARCH
DIR
ARCH
XFER
STORE
IMAGE
PAT
CAT
CLEAR
ARCH
FILM
 
Figura 3.9. Botões de manipulação de dados. 
 
ARCH DIR (archive diretory- DIRETÓRIO 
DE ARQUIVOS) - permite recuperar as imagens para o 
Monitor de Imagens e os dados brutos para a memó-
ria. 
ARCH XFER (archive transfer- TRANSFE-
RÊNCIA DE ARQUIVOS) - facilita a transferência de 
imagens entre arquivos. 
STORE IMAGE (store image- ARQUIVAR 
IMAGEM) - salva a imagem corrente do Monitor nos 
arquivos. 
PAT CAT (patient catalog - CATÁLOGO DO 
 OPERAÇÃO DO TOMÓGRAFO 23 
 
Núcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia Clínica
 
PACIENTE) - permite a visualização e eliminação das 
informações do paciente que estão armazenadas em 
disco. Também permite que as informações do paci-
ente sejam guardadas ou recuperadas dos disquetes. 
CLEAR ARCH (clear archive- LIMPAR 
ARQUIVO) - permite a eliminação de cortes específi-
cos de arquivos, apagamento completo de arquivos e 
a formatação de disquetes. 
FILM (film - FOTOGRAFAR) - permite foto-
grafar a imagem apresentada ou um conjunto de ima-
gens dos arquivos. 
3.7 PROCESSAMENTO DA IMAGEM 
As Teclas de Processamento ativam uma va-
riedade de programas de pós-processamento que me-
lhoram a utilidade para diagnóstico do TC. Elas 
também ativam funções auxiliares para ajuste, teste e 
calibração do TC. 
 
 
RECON CAL
TESTS MISC
IMAGE
PARAM HELP
PREV
IMAGE
NEXT
IMAGE
MULTI
FORM
OBLIQ
ZOOM
LEAF
POST
PROC
PRINT
SCRN
STOP
COMM
3D
SOFT
 
RECON CAL
TESTS MISC
IMAGE
PARAM HELP
PREV
IMAGE
NEXT
IMAGE
MULTI
FORM
OBLIQ
ZOOM
LEAF
POST
PROC
ANGIO
CT
STOP
BKGD
3D
SOFT
 
 (a) (b) 
Figura 3.10. Botões de processamento da ima-
gem: a) modelo Twin Scan; b) modelo Exel 2000 
sprint. 
 
ZOOM (zoom - AMPLIAR) - permite o contí-
nuo aumento e deslocamento da imagem para uma 
inspeção conveniente dos detalhes anatômicos. 
MULTI FORM (multiple format - 
FORMATO MÚLTIPLO) - permite a exibição de múl-
tiplos cortes no Monitor de Imagem (2, 4, 6, 9, ou 20 
imagens). As imagens podem ser ampliadas e ajusta-
das na janela de cinza de forma individual ou coleti-
va. 
LEAF (leafing - FOLHEAR) - mostra as ima-
gens de paciente atual (ou imagens recuperadas dos 
arquivos) em tempo real. A troca das imagens é feita 
com o uso do trackball. 
OBLIQ (oblique - OBLÍQUO) - é usado para 
reformatar a imagem nos planos coronal, sagital e 
oblíquo. 
STOP BKGD / STOP COMM (stop back-
ground / stop communication - PARAR TRANSMIS-
SÃO) - interrompe a comunicação com o console 
remoto para uma operação mais eficiente do console 
principal. 
3D SOFT (3D soft - 3D SUAVE) (opcional) - 
permite a reconstrução tridimensional e manipulação 
da imagem interativamente pelo usuário. A ana-
tomia pode ser ampliada e vista de qualquer perspec-
tiva. Superfícies tridimensionais podem ser cortadas 
e os valores de atenuação sobrepostos na superfície 
cortada. 3-D Multi-tecido (opcional) habilita a re-
construção e manipulação de até 7 órgãos e tecidos. 
POST PROC (post processing - PÓS-
PROCESSAMENTO) - esta tecla permite acessar as 
funções de pós-processamento, que são: 
¾�COMBINE IMAGES (combinar ima-
gens) - usado basicamente para comparar 
imagens similares; 
¾�INVERT IMAGES (inverter imagem) - 
espelha a imagem de cima para baixo ou 
da esquerda para a direita para uma in-
terpretação clinica mais fácil ou devido 
ao posicionamento não padrão do pacien-
te. 
¾�TLCT (time lapse computed tomograph - 
tomografiacomputadorizada com inter-
valo de tempo) – define tempos fixos pa-
ra que os cortes sejam realizados, 
dispensando o operador de processar ca-
da corte separadamente; utilizado quanto 
há movimento do paciente ou anatomia 
ou com exames contrastados. 
¾�IMAGE ENHANCEMENT (melhoria da 
imagem) para suavizar a imagem ou a-
centuar as bordas das falhas anatômicas. 
¾�RELATE (relacionar) é usado para corre-
lacionar características nas imagens to-
mográficas com a correspondente 
imagem do plano de varredura. 
¾�STEREOTAXIS (eixos estéreos) permite 
o posicionamento de até 15 marcadores 
sobre a imagem com suas respectivas 
24 Parte 5 – TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA 
 
Núcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia Clínica
 
coordenadas para facilitar o planejamen-
to de cirurgias esterotácicas. 
¾�BMA (bone mineral content - conteúdo 
mineral do osso) ajuda no cálculo do 
conteúdo mineral do osso na coluna 
lombar após um exame BMA (opcional). 
¾�DENTACT (opcional) auxilia na produ-
ção de imagens para uso no planejamen-
to de implantação de próteses dentárias. 
¾�PRINT ROI CONTENTS (imprimir con-
teúdos de áreas de interesse) envia para 
um impressora (opcional) os valores de 
atenuação da área de interesse definido 
pelo usuário. 
 
RECON (reconstruction - RECONSTRU-
ÇÃO) - reconstrói arquivos brutos com deslocamento 
X e Y definidos pelo usuário, além de fatores de am-
pliação, matriz e filtro. 
CAL (calibration- CALIBRAÇÃO) - é usado 
para a calibração diária do sistema. 
TESTS (tests - TESTES) - chama os progra-
mas de serviço para avaliar o desempenho do tomó-
grafo. Só pode ser usado por pessoal qualificado da 
Elscint. 
MISC (miscellaneous - MISCELÂNEA) - 
chama um menu com várias opções de ajustes. 
IMAGE PARAM (image parameters- PA-
RÂMETROS DA IMAGEM) - mostra os parâmetros da 
imagem incluindo detalhes do paciente, fatores da 
técnica e parâmetros de reconstrução no Monitor de 
Imagem. 
HELP (help- AJUDA) - providencia instru-
ções para operação da função atualmente em uso. 
PREV IMAGE (previous image- IMAGEM 
ANTERIOR) - tecla usada para ver a imagem anterior. 
NEXT IMAGE (next image- PRÓXIMA 
IMAGEM) - tecla usada para ver a imagem seguinte. 
3.8 GRÁFICOS SOBRE A IMAGEM 
Neste grupo de teclas encontramos várias 
funções que ajudam na função de extrair da imagem 
as informações para um correto diagnóstico. Estas 
funções envolvem tanto a inserção de marcas, textos 
e números sobre uma área da imagem quanto a ob-
tenção de informações adicionais da imagem ou de 
um região específica, além de permitir a visualização 
da imagem em condições especiais. 
 
ON/OFF OVRLY (on/off overlay - 
LIGA/DESLIGA SOBREPOSIÇÃO) - temporariamente 
apaga a sobreposição dos gráficos sobre a imagem. 
DELETE OVRLY (delete overlay - 
ELIMINA SOBREPOSIÇÃO) - elimina a sobreposição e 
apaga todos os gráficos e suas informações. 
DELETE GRAPH (delete graph - ELIMINA 
GRÁFICO) - elimina qualquer gráfico específico. Pri-
meiro aperta-se esta tecla e depois a tecla do tipo de 
gráfico que se quer eliminar. 
INVERT OVRLY (invert overlay - INVERTE 
SOBREPOSIÇÃO) - muda a cor dos gráficos de branco 
para preto e vice-versa. 
PROFIL (profile- INFORMAÇÕES) - desenha 
um gráfico com os valores de atenuação de uma linha 
definida pelo usuário na imagem. 
TEXT (text- TEXTO) - permite a colocação 
de texto/anotação em qualquer lugar da imagem. 
ON/OFF SURVW (on/off surview- 
LIGA/DESLIGA PLANO) - temporariamente apaga a 
imagem miniatura do plano de previsão. 
HISTOGRAM (histogram- HISTOGRAMA) - 
desenha o gráfico da ocorrência dos valores de ate-
nuação em uma região de interesse definida pelo 
usuário. 
CURSR LINE / LINE 1 / LINE 2 (cursor 
line - CURSOR EM LINHA) - são usadas para rapida-
mente medir as atenuações, distâncias e ângulos. 
REV IMAGE (revert image - INVERTE 
IMAGEM) - inverte todas as cores da imagem, o bran-
co passa a preto e vice-versa. Faz o negativo da ima-
gem. 
ROI / ROI 1 / ROI 2 (region of interest - 
REGIÃO DE INTERESSE) - desenha elipses ou retân-
gulos definindo regiões de interesse e imediatamente 
calcula e apresenta a área, a atenuação média e o 
desvio padrão da região definida. Estes valores apa-
recem do lado esquerdo da imagem sob a seguinte 
nomenclatura: 
[ AR ]: área da região de interesse em mm2. 
[ AV ]: média dos valores de atenuação da 
imagem na região de interesse. 
[ SD ]: desvio padrão dos valores de atenua-
ção na região de interesse. 
Nota: os pixeis sobrepostos pela linha limite 
da área são incluídos nos cálculos acima. 
ROI SHAPE (region of interest shape - 
FORMATO DA REGIÃO DE INTERESSE) - troca o for-
mato do desenho entre elíptico e retangular e vice-
versa. 
IRROI (irregular region of interest - REGI-
ÃO DE INTERESSE IRREGULAR) - gera contorno fe-
chado em torno de qualquer acidente anatômico na 
imagem, calculando e apresentado a área, média da 
atenuação e desvio padrão da região fechada. 
HIGHLIGHT (highlight- DESTAQUE) - colo-
re de branco um faixa de valores de atenuação defi-
nida pelo usuário. 
ARROW (arrow- FLECHA) - permite a colo-
 OPERAÇÃO DO TOMÓGRAFO 25 
 
Núcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia ClínicaNúcleo de Tecnologia Clínica
 
cação de até 9 setas na imagem para assessorar na 
identificação de características anatômicas. 
ANGLE (angle- ÂNGULO) – permite medir o 
ângulo entre duas retas. 
DUAL WINDW (dual window- JANELA 
DUPLA) - simultaneamente apresenta duas faixas in-
dependentes de valores de atenuação na mesma ima-
gem, tal como a janela de pulmão e de mediastino. 
PART WINDW (partial window - JANELA 
PARCIAL) - permite que as janelas sejam ajustadas 
separadamente para cada imagem numa apresentação 
multi-formato. 
KEEP WINDW (keep window - MANTER 
JANELA) - permite recuperar uma imagem do arquivo 
e exibi-la com os padrões de janela atuais, e não com 
os valore salvos. 
SCALE (scale- ESCALA) - desenha escalas 
graduadas de qualquer forma, segundo os parâmetros 
do usuário, que podem ser colocadas em qualquer 
lugar da imagem para medir distância ou escalamen-
to. 
 
 
DELETE
OVRLY
ON/OFF
OVRLY
ROI
SHAPE
PROFILINVERT
OVRLY
ON/OFF
SURVW
HISTO
GRAM
DELETE
GRAPH
TEXT
CURSR
LINE
ROIREV
IMAGE
HIGH
LIGHT
DUAL
WINDW
SCALE
GRIDPART
WINDW
KEEP
WINDW
SCRN
ORG
ARROW
ANGLE
IRROI
ACTIV
GRAPH
 
DELETE
OVRLY
ON/OFF
OVRLY
PROFILINVERT
OVRLY
ON/OFF
SURVW
HISTO
GRAM
DELETE
GRAPH
TEXT
CURSR
LINE 1
CURSR
LINE 2
REV
IMAGE
ROI
SHAPEHIGHLIGHT
DUAL
WINDW
GRIDPART
WINDW
KEEP
WINDW
SCALE
ROI 1
ROI 2
IRROI
ARROW
 
 (a) (b) 
Figura 2.11. Botões de inserção de gráficos: a) 
modelo Twin Scan; b) modelo Exel 2000 sprint. 
 
GRID (grid - GRADE) - exibe um gra-
de/quadriculado preto sobre branco para facilitar as 
medições do filme, ou superpõe na imagem uma gra-
de branca. O espaçamento é definido pelo operador. 
SCRN ORG (screen organization - ORGA-
NIZAÇÃO DA TELA) -. 
ACTIV GRAPH (active graphic - ATIVA 
GRÁFICO) -. 
3.9 CONTROLE DA JANELA 
Como sabemos, as imagens são obtidas a 
partir da digitalização dos valores de atenuação rece-
bidos pelo detetor de raios X, numa escala entre -
1000 a 3095 unidades Hounsfield. No entanto, a exi-
bição no Monitor é realizada em níveis de cinza, nu-
ma escala entre 0 e 255, ou seja, 256 tons distintos. 
Este processo é chamado de janelamento, e consiste 
em determinar a correspondência entre os tons de 
cinza e as unidades de Hounsfield. Para tanto, a jane-
la (window em inglês) é descrita com dois valores 
distintos: 
• valor central (center ou level em inglês) 
- indica qual valor em unidades