apostila de tomografia computadorizada

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Tomografia Computadorizada 2 
 
TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA 
BIOIMAGEM 
Em um setor de Bioimagem poderemos encontrar vários serviços de diagnóstico. Existem 
diversas formas e aparelhos que podem ser utilizados para obtenção de imagens de partes do 
corpo, órgãos e sistemas do paciente que irão ajudar em um diagnóstico mais preciso. Nem 
todos os aparelhos emitem ou utilizam a Radiação Ionizante. Temos como exemplo o Ultra-
som e a Ressonância Magnética. Os aparelhos que emitem radiações (raios-X) para obtenção 
de imagens são os Tomógrafos Computadorizados, Mamógrafos e aparelhos de raios-X 
convencionais. Outro serviço é o da Medicina Nuclear que para obter as imagens utiliza 
radioisótopos como fontes de radiação onde o aparelho irá captar esta radiação que foi 
introduzida no organismo do paciente formando assim as imagens. A aplicação da radiação 
para fins diagnósticos teve origem com a descoberta dos raios-X em 1895 pelo físico Wilhelm 
Conrad Roentgen, na Alemanha. Por muito tempo os raios-X foram usados como método 
básico e único de formação de imagens médicas. Os raios-X fazem parte do espectro das 
ondas eletromagnéticas. São produzidos no interior da ampola, que é um envoltório que 
encerra sob vácuo todos os elementos envolvidos no processo. Os raios-X saem da ampola 
por uma abertura direcionada para o paciente, atravessam o paciente, sendo atenuados ou 
desviados, dependendo da natureza dos tecidos; Os raios-X, então, serão captados para 
produção da imagem, seja diretamente por um filme fotossensível no interior de um chassi 
fotográfico, no caso da radiografia simples, seja por detectores que quantificam a intensidade 
radiológica recebida e a transmitem para um processador que formará a imagem 
posteriormente (tomografia computadorizada). 
 
DEFINIÇÃO Do grego tome, corte + graphein, escrever. Procedimento radiológico de 
reconstrução informática da imagem de um corte do corpo a partir de uma série de análises de 
densidade efetuadas pela oscilação e/ou rotação do conjunto de tubos de raios X detectores. 
A tomografia computadorizada (TC) é um dos métodos de exame mais confiáveis e seguros 
disponíveis atualmente. É rápida, simples e totalmente indolor. A TC se constitui num aparelho 
de Raios X muito mais complexo que o convencional. Uma imagem de Raios X normal é plana, 
sendo que o paciente fica posicionado entre o tubo ou ampola que emite Raios X e o filme 
fotográfico que receberá esses raios. O que se obtém é uma projeção em duas dimensões do 
interior do corpo do paciente. Nas máquinas de tomografia a ampola que emite os Raios X gira 
totalmente em volta do corpo do paciente e, a medida em que gira, emite Raios X em 360° 
graus, ou seja, fazendo uma circunferência completa em torno do paciente. Na TC os Raios-X 
são concentrados num feixe estreito que passa apenas por uma pequena parte (fatia) do corpo. 
Ao contrário da tomografia linear, onde a imagem de um corte fino é criada mediante 
borramento da informação de regiões indesejadas, a imagem da TC é construída 
matematicamente usando dados originados apenas da seção de interesse. A geração de tal 
imagem é restrita a cortes transversais da anatomia que são orientados essencialmente 
perpendiculares à dimensão axial do corpo. A reconstrução da imagem final pode ser realizada 
em qualquer plano, mas convencionalmente é realizada no plano transaxial. 
 
INTRODUÇÃO / HISTÓRICO 
 
As duas principais qualidades dos Raios-X 
em termos de aplicação clínica são a 
enorme resolução espacial e capacidade de 
documentação panorâmica da região 
irradiada. Por outro lado, a radiografia 
simples não consegue mostrar diferenças 
muito sutis de densidade tecidual, sendo 
difícil visualizar diferenças dentre as partes 
de um mesmo órgão, por exemplo. 
Para vencer este obstáculo, vários tipos de 
exames contrastados foram idealizados e 
utilizados durante décadas, como, por 
exemplo, a pneumoventriculografia, a 
ventriculografia iodada e a angiografia. 
 
Tomografia Computadorizada 3 
Porém, a introdução destes meios de contraste torna o exame invasivo e não isento de 
morbidade. Por esta razão, é contínua a busca de novos métodos de diagnóstico cada vez 
menos invasivos e com maior capacidade de visibilização. Neste sentido, na década de 70, foi 
introduzido na prática clínica dois métodos extremamente poderosos, a tomografia 
computadorizada (TC) e a ultrasonografia, os quais, pela primeira vez, permitiram a 
visibilização do parênquima cerebral, ao invés de informações indiretas, como o desvio de 
vasos ou de ventrículos. A idealização da TC foi decorrente da dificuldade de se documentar 
uma estrutura oculta dentro da cavidade craniana. A invenção do método é atribuída a 
Hounsfield, um engenheiro inglês da empresa E.M.I., que iniciou seus trabalhos no final da 
década de 60 juntamente com o Físico Alan Cormak e, em 1973 apresentou os primeiros 
resultados clínicos. 
O primeiro experimento surgiu em 1961, com Oldendorf, buscando determinar se densas 
estruturas, internas ao objeto estudado poderia ser isoladas na imagem, construiu um phantom 
a partir de um bloco plástico medindo 10x10x4 cm com pregos de ferro inseridos em seu 
interior, para representar o contorno do crânio e mais dois pregos, um de alumínio e outro de 
ferro para representar massas internas. Utilizando uma fonte emissora de fótons I-131 
colimada estreitamente, como um “feixe caneta”; um detector de sódio iodado para coletar as 
informações e um trilho por onde o phantom movimentaria-se, em um único sentido com 
velocidade constante. Oldendorf conseguiu através desse experimento relativos avanços para 
a época, mas limitado pela tecnologia não conseguiu armazenar os dados. Em 1967, a partir 
do modelo inicial montado por Hounsfield, os equipamentos evoluíram para se tornar cada vez 
mais rápidos e precisos, de maneira que, a cada avanço técnico significativo se denominou 
uma “geração”. 
 
CRONOLOGIA RESUMIDA DO DESENVOLVIMENTO DA TC 
 
 
1917 – J.Radon: desenvolveu o instrumental matemático para a 
reconstruçao de um objeto a partir do conjunto de suas projeções 
(teoria gravitacional) 
 
1961- Oldendorf e 1963- Cormack: desenvolveram o conceito de TC 
em modelos de laboratório; 
 
1967 – Hounsfield começa a trabalhar no projeto do TC 
 
1968 – Kuhl e Edwards construiram um scaner mecânico em 
medicina nuclear; 
 
1971 – Começam os estudos clínicos com TC, juntamente com 
Ambrose; 
 
1973 (abril) - Apresentação dos resultados no Annual Congress of the 
British Institute of Radiology 
 
 
Vantagens em relação a Radiografia Convencional 
A TC tem três vantagens gerais importantes sobre a radiografia convencional. A primeira é que 
as informações tridimensionais são apresentadas na forma de uma série de cortes finos na 
estrutura interna da parte em questão. Como o feixe de raios-x está rigorosamente colimado 
para aquele corte em particular, a informação resultante não é superposta por anatomia 
sobrejacente e também não é degradada por radiação secundária e difusa de tecidos fora do 
corte que está sendo estudado. 
A segunda é que o sistema é mais sensível na diferenciação de tipos de tecido quando 
comparado com a radiografia convencional, de modo que diferenças entre tipos de tecidos 
podem ser mais claramente delineadas e estudadas. A radiografia convencional pode mostrar 
tecidos que tenham uma diferença de pelo menos 10% em densidade, enquanto a TC pode 
detectar diferenças de densidade entre tecidos de 1% ou menos. Essa detecção auxilia no 
diagnóstico diferencial de alterações, tais como uma massa sólida de um cisto ou, em alguns 
 
Tomografia Computadorizada4 
casos, um tumor benigno de um tumor maligno. Uma terceira vantagem é a habilidade para 
manipular e ajustar a imagem após ter sido completada a varredura, como ocorre de fato com 
toda a tecnologia digital. Essa função inclui características tais como ajustes de brilho, realce 
de bordos e zoom (aumentando áreas especificas). Ela também permite ajuste do contraste ou 
da escala de cinza, o que é chamado de “ajuste de janela” para melhor visualização da 
anatomia de interesse. 
 
Estrutura e funcionamento de um tomógrafo 
Um tomógrafo e formado por um tubo de RX 
conectado mecanicamente e 
eletronicamente a um sistema de 
detectores. Este conjunto gira 360°em torno 
do paciente. As estruturas corpóreas vão 
atenuar o feixe de RX dependendo de 
vários fatores, entre eles sua densidade e 
numero atômico. Depois de passar pelo 
corpo a radiação atinge finalmente os 
detectores. Um giro de 360° produz uma 
“vista” que e um conjunto de projeções. 
Cada vista produz um conjunto de sinais 
analógicos que são enviados ao sistema de 
computação. 
Ao término de cada giro o sistema tubo/detectores volta à posição inicial e a mesa sobre a qual 
esta o paciente, move-se alguns milímetros. Este processo vai se repetindo e gera uma 
enorme quantidade de dados. Os sinais elétricos gerados pelos detectores contem informação 
a respeito do quanto o feixe foi atenuado por cada estrutura do corpo (“coeficientes de 
atenuação”). Estas informações são acopladas aos dados sobre posição da mesa e do 
cabeçote. Dessa forma e possível a determinação das relações espaciais entre as estruturas 
internas e a fatia selecionada do corpo. 
Os sinais elétricos analógicos são então enviados ao sistema de computação que através de 
algoritmos específicos vai transformá-los em sinais digitais para compor as imagens que iremos 
ver na tela do computador. O tomograma calculado, ou seja, a imagem que vemos na tela do 
computador, corresponde a uma matriz dos valores de atenuação do feixe, visualmente 
apresentada em tons de cinza, em formato analógico. Atualmente ha vários tipos de 
tomógrafos: (1) convencional ou simplesmente tomografia computadorizada (passo a passo); 
(2) tomografia computadorizada helicoidal ou espiral; (3) tomografia computadorizada “multi-
slice” e (4) tomógrafos mais sofisticados, como “ultra-fast” e “cone-beam”. Na tomografia 
helicoidal o tubo de RX gira em torno do paciente e os detectores podem girar também ou 
permanecerem estáticos. A mesa desloca-se simultaneamente e a trajetória do feixe de RX ao 
redor do corpo e uma espiral. 
 
SISTEMAS DE VARREDURA 
O sistema de TC foi evoluindo desde a sua criação conforme comentamos acima. Agora vamos 
descrever os diferentes tipos de varredura de cada “geração” dos tomógrafos: 
 
Scanners de primeira geração 
 
Foram fabricados pela EMI, empresa a qual 
Hounsfield pertencia e possuía uma ampola 
de anodo fixo com feixe linear de RX, um 
detector por corte e faziam movimento 
solidário de translação-rotação do conjunto 
ampola-detector, com tempo de corte de 5 
minutos para reunir informações suficientes 
para um corte. Assim, um exame com 10 
cortes demorava 50 minutos, no mínimo. 
 
 
 
 
 
 
Tomografia Computadorizada 5 
 
Tomógrafo de primeira geração: 
• Surgiu em 1972 
• Feixe “em lápis” 
• Detector único 
• Rotação/translação 
• 5 minutos para fazer um corte 
 
Scanners de Segunda geração 
Já passaram a ser fabricados por diversas 
empresas, possuíam ampola de anodo 
rotatório, com feixe de RX em leque e cerca 
de 30 detectores, movimento solidário de 
translação-rotação de 30º. Com estes 
avanços, o tempo de corte foi reduzido para 
10 a 90 segundos. Porém, ainda assim, 
somente de maneira precária se conseguia 
fazer estudos de abdome e tórax. Nos 
aparelhos mais lentos era impossível 
manter a apnéia durante o corte, limitando o 
estudo ao SNC. 
 
Tomógrafo de segunda geração: 
• Surgiu em 1974 
• Feixe “em leque” com ângulo de abertura de 10 graus 
• Múltiplos detectores (~30) 
• Rotação/translação 
• Múltiplos ângulos de aquisição em cada posição 
• Maior ângulo de rotação 
• Tempo de varredura entre 10-90 segundos 
 
Scanners de Terceira geração 
O scanner de terceira geração inclui um 
banco de até 960 detectores em oposição 
ao tubo de raios X, que rodam em conjunto 
ao redor do paciente em um ciclo de 360° 
completo para criar um corte de dados de 
tecidos. O paciente e a mesa são então 
movimentados através da abertura da 
gantry, e o tubo e os detectores rodam um 
ciclo de 360° completo na direção oposta 
para criar um segundo corte de dados de 
tecidos. Os tempos de varredura foram 
novamente reduzidos significativamente. 
Além disso, varreduras de 1 segundo são 
utilizadas para a maioria dos modernos 
scanners de terceira geração. Uma abertura 
maior permite a varredura de todo o corpo, 
que não era possível com os scanners 
antigos. 
 
Tomógrafo de terceira geração: 
• Surgiu entre 1975-1977 
• Feixe “em leque” mais largo envolvendo toda a circunferência do paciente 
• Múltiplos ângulos de aquisição em cada posição 
• 500-1000 detectores 
• Tempo de rotação mais curto – até 0.5 segundos 
• Tempo de varredura entre 2 -10 segundos 
 
 
 
 
Tomografia Computadorizada 6 
 
 
 
 
 
 
 
Scanners de Quarta geração 
Os scanners de quarta geração se 
desenvolveram durante a década de 1980 e 
possuem um anel fixo de até 4800 
detectores, que circundam completamente o 
paciente em um círculo completo dentro da 
gantry. Um tubo de raios X único roda 
através de um arco de 360° durante a coleta 
de dados. Através de todo o movimento 
rotatório contínuo, pequenas rajadas de 
radiação são fornecidas por um tubo de 
raios X pulsado com ânodo rotatório com 
feixes em leque que fornece tempos de 
varredura menores, reduzindo o tempo de 
exame para 1 minuto num exame de cortes 
múltiplos (semelhante a um scanner de 
terceira geração). 
 
Tomógrafo de quarta geração: 
 
• Surgiu entre 1981 
• Feixe “em leque”, largo 
• Rotação do tubo 
• Múltiplos detectores fixos (até 4800) circundando completamente o paciente 
• Tempo de rotação mais curto – até 0.5 segundos 
 
Em todo equipamento de TC, o chamado corte circular é realizado com o paciente parado, 
deitado na mesa de exame. Terminado o corte, o paciente é deslocado e o corte seguinte é 
realizado. Rotineiramente o plano de estudo é axial, podendo ser feito corte coronal nas 
extremidades e no crânio. 
 
A espessura do corte é dada pela abertura do colimador e varia 
de 1 mm (ouvido, sela túrcica, etc.) a 10 mm (abdome, cérebro, 
etc.). Espessuras intermediárias são usadas em seios da face, 
órbita, fossa posterior, coluna, adrenais, etc. O deslocamento 
da mesa determinará se vai ocorrer intervalo entre os cortes, 
superposição ou nenhum dos dois. 
Assim se usarmos cortes de 10 mm e deslocarmos o paciente 
10 mm, os cortes serão contíguos. 
 
Se cortarmos com 10 mm e deslocarmos 15 mm haverá intervalo de 5 mm entre os cortes. Se 
cortarmos com 5 mm e deslocarmos 3 mm teremos superposição. A rotina são os cortes 
contíguos, mas usamos intervalos nos longos exames de triagem de neoplasia, com estudo 
combinado de tórax e abdome, por exemplo. A superposição é usada quando precisamos de 
alto detalhe em reconstruções nos planos sagital ou coronal, por exemplo. Antes de iniciar os 
cortes, se faz uma radiografia digital, na qual se planeja o estudo. São traçadas linhas na 
topografia de cada corte, servindo estas como base para a localização destes. 
 
Scanners de TC por Volume (helicoidal/espiral) ( quinta geração ) 
 
Durante os primeiros anos da década de 1990, um 
novo tipo de scanner foi desenvolvido, chamado 
 
 
 
 
Tomografia Computadorizada 7 
scanner de TC por volume (helicoidal/espiral). 
Comesse sistema, o paciente é movido de forma 
contínua e lenta através da abertura durante o 
movimento circular de 360° do tubo de raios X e 
dos detectores, criando um tipo de obtenção de 
dados helicoidal ou “em mola espiral”. 
Dessa forma, um volume de tecido é examinado, e dados são coletados, em vez de cortes 
individuais como em outros sistemas. (Helicoidal e espiral são termos específicos de 
fabricantes para scanners do tipo de volume.) 
O grande progresso que ocorreu entre a segunda e a terceira geração de tomografia foi a 
passagem do movimento linear para o giro de 180º. Agora, outro progresso importante ocorreu: 
a passagem do giro de 180º para o giro contínuo. Os equipamentos eram obrigados, pelos 
cabos utilizados na transmissão de energia elétrica, a fazer um movimento de ida e voltar ao 
ponto de partida antes de fazer outro movimento de ida. 
O desenvolvimento de anéis de deslizamento para substituir os cabos de raios X de alta tensão 
permite rotação contínua do tubo, necessária para varredura do tipo helicoidal. Anteriormente o 
movimento do tubo de raios X era restrito por cabos de alta tensão fixados, e limitado a uma 
rotação de 360° em uma direção compreendendo um corte, seguida por outra rotação de 360° 
na direção oposta, criando um segundo corte com o paciente movendo um incremento entre os 
cortes. Permitindo rotações contínuas do tubo, que, quando combinadas com o movimento do 
paciente, criam dados de varredura do tipo helicoidal com tempos totais de varredura que são a 
metade ou menos daqueles de outros scanners de terceira ou quarta geração. 
 
Nesta técnica a ampola gira e emite RX ao 
mesmo tempo em que a mesa é deslocada, 
sendo a imagem obtida a partir de uma 
espiral ao invés de um círculo. A 
apresentação da imagem não muda, 
entretanto. Continuamos a fotografar uma 
fatia circular. O que ocorre é que o 
computador interpola parte da imagem de 
uma espira com parte da seguinte, 
formando uma imagem como a do corte 
circular. 
O que muda então com a técnica espiral? Primeiro existe um ganho em velocidade. 
Segundo, existe um ganho ao se realizar uma série de cortes durante uma apnéia, pois, não 
havendo movimento respiratório a reconstrução é muito melhor. Imagine a reconstrução sagital 
ou coronal como uma pilha de moedas (os cortes axiais) que podemos “cortar” de cima para 
baixo. Na técnica helicoidal não existe desalinhamento entre os cortes, provocados pelas 
pausas respiratórias. Assim as reconstruções são muito melhores, em especial a dos vasos. O 
avanço mais marcante com a técnica helicoidal ocorreu a nível do abdome e tórax, devido ao 
impacto da técnica sobre a dificuldade de se lidar com a movimentação respiratória. No SNC 
ela é somente usada em situações onde existem problemas com movimentação, como em 
estudos de pediatria, por exemplo. 
No Tomógrafo helicoidal são contínuos: 
 
• Rotação do tubo e detectores (em alguns aparelhos os detectores podem ser fixos) 
• Emissão de RX 
• Movimento da mesa 
• Aquisição de dados 
 
Vantagens da TC helicoidal: 
 
• Maior velocidade de escaneamento: 
• Exames mais rápidos; 
• Maior número de pacientes; 
• Redução de artefatos de movimento; 
• Diminui a dose de contraste EV e permite avaliar diferentes fases da passagem do 
mesmo pelas vísceras; 
 
 
Tomografia Computadorizada 8 
• Aquisição volumétrica (sem espaçamento); 
• Aumenta a capacidade de diagnosticar pequenas lesões; 
• Reformatação de alta qualidade. 
 
Scanners de TC Multicorte 
Os scanners de terceira e quarta gerações desenvolvidos antes de 1992 eram considerados 
scanners de corte único, capazes de obter imagens de um corte de cada vez. No final de 1998, 
quatro fabricantes de TC anunciaram novos scanners multicorte, todos capazes de obter 
imagens de quatro cortes simultaneamente. Esses são scanners de terceira geração com 
capacidades helicoidais e com quatro bancos paralelos de detectores, capazes de obter quatro 
cortes de TC em uma única rotação do tubo de raios X. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Características: 
 
• Mais de uma fileira de detectores. 
• Maior número de arcos detectores permite um maior número de cortes por rotação do 
tubo. 
• Feixe deixa de ser delgado, assumindo um formato piramidal. 
• Baixíssimos tempos de aquisição: 0,5s. 
• 2000 imagens por exame. 
• Pode ser associado à TC helicoidal ou convencional. 
 
Sistema de canhão de elétrons ( sexta geração ) 
Este modelo de tomógrafo é o mais moderno que 
existe e utiliza-se de um conceito diferente na 
geração de raios X. Conhecido como Electronic 
Beam Computed Tomography – EBCT 
(Tomografia Computadorizada por Canhão de 
Elétrons), este tipo de aparelho se destaca por 
não possuir tubo de raios X ou ampola. A geração 
do feixe de fótons é realizada ao ar livre, sem 
confinamento, a partir de um canhão de elétrons, 
que faz às vezes do cátodo. 
Os elétrons são acelerados pelo canhão e desviados por um conjunto de bobinas ao longo to 
trajeto em direção ao alvo. O alvo, ou o ânodo, a ser atingido é um dos vários anéis de 
tungstênio que circundam o paciente na metade inferior do equipamento (parte inferior da 
mesa). Quando os elétrons atingem o alvo com energia suficiente ocorre o fenômeno de 
geração de raios X pela transferência de energia dos elétrons para o átomo de tungstênio. Este 
fenômeno é idêntico àquele que ocorre dentro de uma ampola comum de raios X. Os anéis são 
desenhados para que as "pistas anódicas" neles contidas produzam um feixe de fótons com 
 
 
Tomografia Computadorizada 9 
direção conhecida e precisa. A direção do feixe é a dos sensores de raios X, que estão 
posicionados diametralmente opostos aos anéis-alvo. No caminho entre os anéis e os 
sensores, o feixe de fótons interage com o paciente que está sobre a mesa. A vantagem deste 
tipo de tecnologia está principalmente no fato de não existirem partes móveis, o que sempre é 
um fator de limitação na velocidade de geração de imagens nos tomógrafos giratórios. Além 
disso, há uma grande melhora na dissipação de calor gerado pela produção de raios X, já que 
a "pista anódica" possui área muito maior e fica um tempo muito menor recebendo o impacto 
dos elétrons acelerados. Atualmente, existem mais de 100 EBCT instalados no mundo, com os 
Estados Unidos hospedando mais de 70% destas unidades. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Partes componentes de um UltrafastCT da Imatron 
 
Descrição das partes: 
A - Canhão de Elétrons: permite até 640 mA de potência de raios X. 
B - Feixe de Elétrons: pode ser gerado com tempos da ordem de milisegundos. 
C - Sistema de refrigeração interno auto-contido: retira todo o calor gerado nos anéis, 
eliminando o tempo morto entre os cortes e permitindo longos tempos de exames (para 
volumes grandes). 
D - Sistema de Aquisição de Dados: desenvolvido para permitir uma aquisição contínua de 
dados tomográficos. 
E - Anéis-Alvo: construído de alvos múltiplos (na forma de semi-anéis) para uma varredura 
otimizada de corte simples ou cortes múltiplos. 
F - Mesa com Movimento Preciso e Rápido: permite o movimento contínuo da mesa para a 
varredura de volumes. 
 
Tomógrafo Móvel 
A Philips Medical System já possui um 
tomógrafo móvel, conhecido como 
Tomoscan M. Dividido em três partes, todas 
com rodas, o portal (450 kg), a mesa para o 
paciente (135 kg) e o console de comando 
podem ser levados a qualquer local do 
hospital. Com dimensões que permitem 
passar por portas de 90 cm de largura, 
inclusive ser levado em elevadores, este 
sistema diminui o trauma do paciente de ser 
removido de seu leito para ser levado até a 
sala de tomografia. 
O tomógrafo possui um sistema elétrico que funciona com 4 baterias, o que permite que 
qualquer tomada de parede de 220 V,com capacidade para 10 Amperes, possa carregar as 
baterias. Alem da mobilidade, o sistema de baterias permite ao tomógrafo funcionar quando há 
falta de energia elétrica no hospital, aliviando o sistema de fornecimento de emergência de 
energia. 
 
PET (Positron Emission Tomography) - Tomografia por Emissão de Pósitrons: 
 
O imageamento por emissão de pósitrons inicia com a 
aplicação de um traçador metabolicamente ativo - uma 
molécula biológica que carrega um isótopo emissor de 
pósitrons, como, 11C, 13N, 15O ou 18F. Em alguns minutos, 
o isótopo se acumula em uma área do corpo em que a 
 
 
 
 
Tomografia Computadorizada 10 
molécula tem afinidade. Por exemplo, glucose rotulada 
com, com meia-vida de 20 minutos, acumula no cérebro, 
onde a glucose é usada como fonte primária de energia. 
O isótopo radiativo então decai por emissão de pósitron. 
 
 
O pósitron emitido colide com um elétron livre normalmente antes de atravessar 1 mm do ponto 
de emissão. A interação das duas partículas resulta na conversão de matéria em energia na 
forma de 2 raios gamas, com energia total de 1,022 MeV. Estes raios gamas de alta energia 
emergem do ponto de colisão em direções opostas, e são detectados por detectores em volta 
do paciente. Quando os dois fótons são detectados simultaneamente por um par de detectores, 
a colisão que deu origem a eles teve origem na linha que une os dois detectores. Naturalmente 
se um dos fótons foi espalhado, a linha de coincidências será incorreta. Depois de, 
aproximadamente, 500000 eventos de aniquilação, a distribuição do traçador é calculada por 
algoritmos de reconstrução tomográfica, reconstruindo uma imagem bi-dimensional. A 
resolução espacial é deteriorada pela ocorrência de coincidências acidentais. 
 
SPECT (Simple Photon Emission Computed Tomography) – Tomografia Computadorizada 
por Emissão de Fótons Simples: 
 
Assim como na PET, SPECT calcula a 
concentração de radionuclídeos introduzidos no 
corpo do paciente. Como na tomografia 
computadorizada, isto é feito girando o detector de 
fótons em torno do paciente, para detectar a 
posição e a concentração do radionuclídeos. 
Como a fonte, os radionuclídeos, está dentro do 
corpo do paciente, a análise é muito mais 
complexa do que para a tomografia 
computadorizada, onde a localização e energia da 
fonte, externa ao corpo, é sempre conhecida. A 
energia dos fótons da SPECT é de cerca de 140 
keV. Como somente um fóton é emitido, não se 
pode utilizar a técnica de coincidência, utilizada na 
PET. A resolução final, da ordem de 7 mm, é um 
fator de 3 ou 4 pior do que na PET, e muito piores 
do que tomografia convencional. As imagens são 
limitadas pelo ruído quântico. 
O custo de uma imagem SPECT é da ordem de US$ 700, enquanto o de uma PET é da ordem 
de US$ 2000. 
 
SISTEMA TOMOGRÁFICO 
Inicialmente poderíamos dizer que o 
tomógrafo de forma geral, independente de 
sua geração, é constituído de três partes: 
a) portal; 
b) eletrônica de controle; 
c) console de comando e computador. 
Estes seriam os itens mais complexos e, 
com certeza, os que requerem um maior 
cuidado por serem os mais caros. Há 
também uma tendência em se reduzir o 
tamanho e simplificar os componentes que 
integram um sistema tomográfico, o que 
acabará reduzindo as partes do sistema aos 
três itens citados. 
No entanto, um sistema de Tomografia Computadorizada é muito mais do que apenas os 
componentes citados. Além desses equipamentos, o sistema é completado com a parte de alta 
tensão/alta potência, a mesa motorizada para o paciente, um console remoto para o médico 
 
 
 
Tomografia Computadorizada 11 
radiologista fornecer o diagnóstico, impressora fotográfica ou laser, entre outros. Vale lembrar 
que cada um destes componentes é formado por inúmeras partes, sejam mecânicas ou 
elétricas. Na figura a seguir, podemos verificar a forma de interligação entres os diversos 
componentes. Fisicamente, estes módulos, chamados de armários devido a semelhança de 
forma, podem estar localizados na mesma sala ou em várias salas distintas. Nos tomógrafos 
mais modernos, muitos destes armários foram incorporados pelos portais, reduzindo, portanto 
o espaço total necessário para a implantação de um serviço de tomografia. Esta redução 
chegou a ponto de serem construídos tomógrafos móveis, que já estão disponíveis no 
mercado. 
 
1 - Gantry (portal): 
É o maior componente de um sistema 
tomográfico e o que mais impressiona. Pelo 
seu tamanho e imponência, pelo fato do 
paciente ficar envolvido por ele durante o 
exame e por não enxergarmos o movimento 
do cabeçote e dos detectores, há sempre 
um fascínio sobre seu funcionamento. 
Estrutura complexa do ponto de vista 
mecânico, cujo funcionamento elétrico não 
difere de um sistema de RX convencional. 
Contém o tubo de RX com anodo giratório 
refrigerado a óleo ou água, filamento que 
pode ser simples ou duplo (dual); filtros e 
colimadores, sistema de aquisição de 
dados, motores e Sistemas mecânicos que 
permitem angulação e posicionamento 
(laser). 
 
Engrenagens e motores 
elétricos garantem 
precisão e velocidade ao 
sistema de rotação. 
Pistões hidráulicos 
permitem a angulação 
que pode alcançar ate 30 
graus, o que e 
importante para alinhar a 
anatomia quando 
necessário. 
 
Os detectores são dispostos em oposição ao tubo ou como nos tomógrafos mais modernos, 
em toda a circunferência do portal, podendo ser moveis ou estáticos. Junto aos detectores 
encontram-se placas e circuitos eletrônicos responsáveis pela transdução da informação sobre 
a quantidade absorção do feixe de RX pelo corpo do paciente, em sinal eletrônico analógico. A 
seguir essa informação e digitalizada e será transmitida ao computador que fará os cálculos 
matemáticos necessários para a formação da imagem. A tecnologia de anéis deslizantes (“slip 
rings”) - dispositivos eletromecânicos condutores de eletricidade – eliminou a necessidade de 
cabos de alta tensão, o que permite rotação continua sem a interferência de cabos. A abertura 
e relativamente estreita – em torno de 70-85 cm. 
 
Resumo dos Componentes: 
 
• Tubo de raios-X; 
• Conjunto de detectores; 
• DAS - Data Aquisition System; 
• OBC - On-board Computer - (controle de kV e mA); 
• Stationary Computer – (interação dos comandos do painel de controle com o sistema); 
• Transformador do anodo; 
 
 
 
Tomografia Computadorizada 12 
• Transformador do catodo; 
• Transformador do filamento; 
• Botões controladores dos movimentos da mesa e do gantry; 
• Painel identificador do posicionamento da mesa e do gantry; 
• Dispositivo laser de posicionamento; 
• Motor para rotação do tubo; 
• Motor para angulação do gantry. 
 
 
 
 
2 – Cabeçote: 
O cabeçote de um tomógrafo é idêntico ao de um equipamento de raios X convencional: 
ampola com ânodo giratório, copo catódico, refrigeração, filtragem, etc. Porém, devido ao 
funcionamento constante do tubo durante um exame, existe a necessidade de um sistema de 
refrigeração eficiente. Vale lembrar, que no tubo de raios X, 99% da energia gerada é 
transformada em calor e apenas 1% é convertida em fótons. No tomógrafo, todo este calor é 
gerado durante alguns segundos de funcionamento, o que resulta numa produção de calor de 
1.000 a 10.000 vezes mais do que um tubo de raios X convencional, que funciona durante 
tempos menores que 1 segundo. Cada fabricante tem sua própria forma de energizar o tubo de 
raios X, dependendo do desenho e da operação do tomógrafo computadorizado. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
3 - Mesa de Exames 
É o local onde o paciente fica posicionado e possui as 
seguintes características: 
 
• Constituída de material radiotransparente; 
• Suporta 200kg; 
•Não enverga (alta resistência); 
• Movimenta-se até 200 cm em sentido 
longitudinal (tampo deslizante); 
• Movimenta-se 120 cm em sentido horizontal 
(sistema de elevação do tampo); 
• Importante fator principalmente em TC 
Multicorte; 
 
 
Tomografia Computadorizada 13 
• Possui acessórios (suportes do crânio, 
dispositivos de contenção do paciente, suportes 
de soro e outros). 
 
4 - A Mesa de Comando 
É o local de onde enviamos as informações para o sistema, onde se encontram armazenados 
os protocolos para a aquisição das imagens e, ainda, o local utilizado para o tratamento e 
documentação das imagens adquirias. Na mesa de comando podemos encontrar: 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
5 - Sistema de Radioproteção 
Regulamentado pela portaria 453: sala de comando separada da sala de exames, sala 
baritada, porta revestida, vidro plumbífero, monitoração individual por dosímetros, luz de aviso, 
aventais de chumbo, protetores de gônadas e tomografia computadorizada. 
 
Finalidades: 
 
• Inibir exposição acidental 
• Inibir exposição ocupacional 
• Inibir doses desnecessárias nos pacientes 
 
6 - Sistemas Integrados 
 
 
 
 
A Bomba Injetora é conectada ao aparelho de TC 
e é controlada por ele. Sua finalidade é permitir 
que o contraste seja administrado no paciente com 
tempo e velocidade predeterminados para o 
exame. 
 
 
 
 
 
 
SENSORES DE RAIOS X 
Os detectores eletrônicos de raios X utilizados nos tomógrafos computadorizados devem 
possuir três características importantes: 
a) uma alta eficiência para minimizar a dose no paciente; 
b) estabilidade ao longo do tempo; 
 
• Monitor para planejamento dos 
exames; 
• Monitor para processamento da 
imagens; 
• Teclado alfa-numérico; 
• Mouse; 
• TrackBall; 
• Sistema de comunicação com o 
paciente. 
 
 
 
Tomografia Computadorizada 14 
c) ser insensível as variações de temperatura dentro do portal. 
 
A eficiência do sensor é uma função de três componentes básicos durante a sua construção: 
geometria, captura do fóton e conversão do sinal. Cada fabricante procura alterar a construção 
de seus detectores visando melhorar uma destas características para obter uma eficiência total 
adequada. A forma de ajuste desses pontos são considerados segredos industriais, pois os 
sensores são fundamentais para definir a qualidade da imagem tomográfica produzida. A 
eficiência na geometria está ligada a área do sensor que é sensível aos raios X em relação a 
área total de construção do sensor que será exposta ao feixe. Separadores finos colocados 
entre os elementos detectores para remover a radiação difusa, ou regiões insensíveis, irão 
degradar a eficiência geométrica. A eficiência quântica (ou de captura do fóton) refere-se à 
fração do feixe incidente no detector que será absorvida e contribuirá para o valor do sinal 
medido. Não podemos esquecer que parte da energia dos fótons incidentes nos sensores 
também é convertida em calor. A eficiência de conversão está ligada na capacidade de 
conversão precisa do sinal de raios X absorvido em um sinal elétrico. A eficiência total é um 
produto dos três fatores e geralmente se encontra entre 0,45 e 0,85. Ou seja, há uma perda de 
15% a 55% entre os fótons que estão disponíveis para conversão e o sinal elétrico 
disponibilizado pelo sensor. Desta forma, o sistema de detecção é não-ideal e resulta na 
necessidade de aumento da dose de radiação no paciente se o objetivo for manter a qualidade 
da imagem. O termo eficiência de dose algumas vezes é utilizado como sinônimo da eficiência 
do sensor. Os sistemas comerciais de tomografia utilizam-se de dois dos três tipos de sensores 
disponíveis: câmara de ionização e sensor de estado sólido. O terceiro tipo de sensor de raio 
X, a câmara fotomultiplicadora não pode ser utilizada em tomografia devido ao volume 
necessário para construí-la (sua miniaturização é impossível). 
 
Sensores de Estado Sólido 
 
 
Os sensores de estado sólido consistem em um 
arranjo de fotodiodos e cristais de cintilação. Os 
detectores de estado sólido normalmente 
possuem uma alta eficiência quântica e de 
conversão, e uma faixa dinâmica larga. O princípio 
de funcionamento é simples. Os cristais são 
atingidos diretamente pelo feixe de fótons de raios 
X. 
 
 
Estes fótons irão interagir com os átomos do cristal que irão transformar a energia de raios X 
em energia luminosa. Os fótons de luz produzidos serão então emitidos em todas as direções, 
porém, preferencialmente na direção oposta à incidência do feixe. Por sua vez, os fótons de luz 
irão atingir o fotodiodo (diodo sensível à luz) que é construído junto ao cristal de cintilação. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Sensores de estado sólido: 
(a) detalhe da montagem do fotodiodo e do 
cristal de cintilação; 
(b) arranjo de detectores colocados lado a 
lado, até 4800 elementos. 
 
Tomografia Computadorizada 15 
 
 
 
Câmaras de ionização 
Consistem de câmara preenchida por gás 
comprimido (geralmente Xenônio) na 
pressão de 30 atm. Por dois motivos: 
aumentar a energia das moléculas de gás 
facilitando a liberação de elétrons quando 
incidir o RX e também para aumentar a 
quantidade de átomos do gás disponível 
para interagir com o feixe. A câmara é 
compartimentalizada através de laminas de 
Tungstênio que coletam os íons liberados. 
Este tipo de detector tem eficiência quântica menor se comparado ao de estado solido. Neste 
tipo de dispositivo a detecção da radiação X ocorre de maneira muito simples. O fóton X ao 
atravessar o gás pode atingir um dos átomos e transferir sua energia para que um elétron do 
mesmo se torne livre. Uma alta tensão é aplicada aos separadores de tungstênio, que são 
colocados entre as câmaras, a fim de coletar os elétrons livres que são produzidos pela 
radiação. Uma vez que vários elétrons sejam coletados, obtém-se então uma corrente elétrica 
facilmente mensurável. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Câmara de ionização: (a) detalhe da montagem; (b) detalhe elétrico. 
 
 
Esquema do funcionamento dos detectores: 
 
 
 
 
 
Tomografia Computadorizada 16 
 
Colimação 
A colimação é necessária durante a operação do 
tomógrafo pelas mesmas razões que ela é 
necessária na radiografia convencional. Uma 
colimação adequada reduz a dose no paciente 
pela restrição do volume de tecido a ser irradiado. 
Mais importante ainda é a qualidade de contraste 
da imagem que é aumentada pela diminuição da 
radiação secundária. 
Na tomografia computadorizada é comum ser 
colocado dois conjuntos de colimadores. Um 
conjunto de colimador é montado junto ao 
cabeçote (pré-paciente) e ajuda a controlar a dose 
de radiação no paciente. 
O outro conjunto de colimadores é colocado logo a frente dos detectores (pós-paciente) e 
influencia na qualidade da imagem, pois reduz a radiação secundária, define a espessura do 
corte e também limita o campo de visão ou largura do corte (scan diamenter ou field of view). 
 
Sistema Elétrico 
Todos os tomógrafos computadorizados 
trabalham com tensão de tubo (kVp) 
fornecida por sistemas trifásicos ou de alta 
freqüência. Isto garante a eficiência do 
sistema, pois garante que a produção de 
fótons seja constante durante todo o exame 
e o feixe terá sempre o mesmo espectro. 
Os sistemas de alta freqüência têm sido 
preferidos pelos fabricantes no 
desenvolvimento de TC mais modernos, 
pois permitem a compactação dos circuitos 
eletro-eletrônicos, permitindo que o sistema 
de potência seja instalado dentro do próprio 
portal. 
Há, então, uma grande economia de espaço físico na sala, pois se diminuíum armário, e 
ganhe-se também na facilidade e barateamento do custo de manutenção. 
 
Tecnologia de anéis deslizantes (slip ring technology): - 1990 
 
Na maioria dos tomógrafos de gerações anteriores, as conexões entre os componentes do 
sistema rotacional do portal e os componentes da parte estacionária do mesmo, eram feitas 
através de cabos de espessura limitada e havia necessidade de necessidade de rotação de ate 
700 graus. O sistema precisava parar para reverter a rotação entre os cortes. 
 
Com a tecnologia de anéis deslizantes, 
“escovas” elétricas permitem conexão entre 
os componentes rotacionais e estacionários. 
Com isso foi possível desenvolver os 
sistemas helicoidais. A função critica dos 
sistemas de anéis deslizantes e fornecer 
kilowatts para energizar o tubo de RX ao 
mesmo tempo em que transfere sinais 
digitais em alta velocidade e controla estes 
sinais. 
 
 
 
Características: 
 
 
 
 
 
Tomografia Computadorizada 17 
• Cabos conectados a anéis estáticos; 
• Energia e sinais transmitidos para componentes rotacionais e estacionários do portal 
através de escovas estacionárias que deslizam sobre os anéis; 
• Permite rotação contínua; 
• Não necessita rodar e parar; 
• Tempo de escaneamento ~ 0.3 s. 
 
FORMAÇÃO DO TOMOGRAMA 
 
Matriz da Imagem 
Para entendermos melhor como é gerado um tomograma, primeiro temos que entender como o 
computador trabalha com a imagem. A imagem que é apresentada ao técnico ou ao 
radiologista, seja no monitor ou no filme, é formado pela diferente coloração em níveis de cinza 
de milhares de pontos. Assim, como ocorre no televisor, a imagem obtida do corte da anatomia 
é na realidade um conjunto de pontos com tons diferentes. É como se a imagem fosse dividida 
em uma matriz de N x N pontos. Atualmente, a imagem tomográfica é gerada com matrizes a 
partir de 256 x 256 pontos, passando por 320 x 320 até 512 x 512 pontos. Equipamentos mais 
modernos chegam a trabalhar com matrizes de 1024 x 1024 pontos, o que significa dividir a 
imagem em mais de 1 milhão de pontos. E o trabalho do equipamento tomográfico, juntamente 
com o computador, é justamente definir, indiretamente, o valor da densidade daquela pequena 
porção de tecido humano que cada um destes pontos está representando. Se houver uma 
mínima diferença de densidades entre dois pontos consecutivos, então o computador atribuirá 
um tom de cinza diferente para cada um dos pontos, resultando no contraste que levará ao 
diagnóstico médico. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Elementos Fotográficos 
A menor unidade de dimensão ou de 
imagem do tomograma 
computadorizado é o ponto 
fotográfico, conhecido em inglês por 
pixel (picture element), conforme 
demos uma idéia acima. O pixel não 
tem uma dimensão ou comprimento 
definido, pois depende do tamanho 
do campo de visão e da matriz de 
imagem. Assim, a escolha dos dois 
pelo técnico irá determinar que o pixel 
represente certa porção da área 
transversal ou corte realizado no 
paciente. 
O campo de visão (CDV), ou field of 
view (FOV), ou ainda scan diameter, 
é um valor fornecido pelo técnico 
 
 
 
Tomografia Computadorizada 18 
operador quando da realização de 
cada exame e representa a largura de 
visualização da imagem. 
O valor que o técnico escolhe é definido pela largura do paciente ou da anatomia que está sob 
exame e pode representar um quadrado de lado L ou um círculo de diâmetro L. Este valor está 
diretamente relacionado com a região do exame: para crânio, o campo de visão é da ordem de 
24 cm, para tórax/abdômen utiliza-se 35 cm ou 42 cm (paciente obeso). Os valores permitidos 
para o FOV podem ser fixos (2 ou 3 valores) nos equipamentos mais antigos, ou ajustáveis de 
1 em 1 cm nos tomógrafos mais modernos. A definição desta medida pelo técnico permitirá a 
visualização da imagem com a melhor resolução possível dentro dos limites do equipamento. 
Por isso, quando o equipamento permitir a definição exata do campo de visão, o técnico deverá 
utilizar o espessômetro para medir o paciente e com isso informar ao computador a medida 
exata. Se o técnico especificar um campo de visão menor do que a largura do paciente, ele 
estará ampliando a anatomia central do paciente, o que pode ser útil para alguns diagnósticos 
por permitir uma melhor resolução da imagem. Este procedimento resulta em menos distorções 
na imagem do que ampliar a imagem após a realização do exame (ampliação digital). Porém, 
devemos lembrar que a imagem apresentada na tela, não representa apenas um corte que 
separou a anatomia do paciente em duas partes, superior e inferior, ou direita e esquerda. Na 
realidade, o corte realizado no paciente possui uma espessura de alguns milímetros. Logo, a 
densidade apresentada através do tom de cinza pelo pixel na tela estará representando na 
realidade, não uma área, mas sim a densidade de um pequeno volume do corpo do paciente, 
conforme ilustra a Figura acima. Conhecido como voxel, este elemento, ou esta quantidade, 
deve ser do entendimento principalmente do radiologista, pois de acordo com os parâmetros 
utilizados, o tamanho do voxel irá definir o menor tamanho de patologia a ser identificada. Uma 
vez que saibamos o valor do campo de visão e a matriz escolhida, podemos calcular o quanto 
representa, ou qual a dimensão de cada pixel em termos de medidas reais. Para tanto, basta 
que dividamos a dimensão do campo de visão pelo valor da matriz. Vejamos os exemplos: 
 
a) campo de visão de 24 cm apresentado por uma matriz de 256 x 256 pixels 
• 1 pixel = 240 mm / 256 = 0,9375 mm 
 
b) campo de visão de 35 cm apresentado por uma matriz de 256 x 256 pixels 
• 1 pixel = 350 mm / 256 = 1,3671 mm 
 
c) campo de visão de 35 cm apresentado por uma matriz de 512 x 512 pixels 
• 1 pixel = 350 mm / 512 = 0,6835 mm 
 
d) campo de visão de 45 cm apresentado por uma matriz de 512 x 512 pixels 
• 1 pixel = 450 mm / 512 = 0,8789 mm 
 
Como podemos ver, o ponto colorido na tela pode representar uma área no paciente de 0,6835 
mm x 0,6835 mm ou uma área de 1,3671 mm x 1,3671mm. Isto dá uma diferença de 4 vezes 
entre a menor (0,467 mm2) e a maior área (1,869 mm2). Logo, por exemplo, patologias 
menores que 1 mm2 não seriam detectadas com a escolha da resolução maior (opção b). Esta 
mesma relação também pode ser estendida para a questão do voxel, bastando apenas 
multiplicar os valores das dimensões do pixel pela espessura do corte realizado. Assim, 
teríamos a noção do menor volume identificável pelo exame tomográfico. Vejamos os 
exemplos: 
 
a) campo de visão = 24 cm; matriz = 256 x 256 pixels; corte = 1 mm 
• 1 voxel = (240 mm / 256 )2 x 1 mm 
• 1 voxel = (0,9375)2 x 1 mm = 0,8789 mm3 
 
b) campo de visão = 24 cm; matriz = 256 x 256 pixels; corte = 5 mm 
• 1 voxel = (240 mm / 256 )2 x 5 mm 
• 1 voxel = (0,9375)2 x 5 mm = 4,3945 mm3 
 
c) campo de visão = 35 cm; matriz = 256 x 256 pixels; corte = 1 mm 
• 1 voxel = (350 mm / 256 )2 x 1 mm 
 
Tomografia Computadorizada 19 
• 1 voxel = (1,3671)2 x 1 mm = 1,8689 mm3 
 
d) campo de visão = 35 cm; matriz = 256 x 256 pixels; corte = 5 mm 
• 1 voxel = (350 mm / 256 )2 x 5 mm 
• 1 voxel = (1,3671)2 x 5 mm = 9,3448 mm3 
 
Com os exemplos podemos notar que para que um tumor seja detectável, seu volume mínimo 
deve ser muito próximo do volume de voxel. Por isso, cortes mais finos e matrizes maiores são 
sempre recomendadas por permitirem uma maior resolução na imagem. No entanto, o tempo e 
o esforço computacional aumentam também consideravelmente. 
 
 
 
 
Reconstrução da Imagem 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
A imagem tomográfica, embora pareça ser a representação quase perfeita das anatomias do 
paciente em exame, narealidade é um conjunto de números, transformados em tons de cinza, 
que informam a densidade ou atenuação de cada ponto da anatomia examinada. Como as 
partes anatômicas possuem densidades distintas, dependendo das células que a compõem, as 
 
 
Tomografia Computadorizada 20 
informações das densidades acabam formando imagens que, na tela, desenham as várias 
anatomias do corpo humano. Para descobrir o valor de densidade de cada ponto interior ao 
corpo humano, o tomógrafo realiza a medição da atenuação de radiação que o corpo humano 
provoca quando atravessado por um feixe de raios X. Como esta atenuação é realizada por 
todo o corpo, é necessário que se façam várias exposições em diferentes ângulos. Assim, se 
obtém uma grande quantidade de dados para que o computador possa definir ponto por ponto 
da imagem qual seu valor de atenuação, ou de densidade. A transformação desses valores de 
atenuação nos vários níveis de cinza a cria uma imagem visual da seção transversal da área 
examinada. Os valores de atenuação para cada conjunto de projeção são registrados no 
computador e a imagem tomográfica computadorizada é reconstruída através de um 
processamento computacional complexo. O número finito de valores de atenuação 
correspondente ao objeto varrido é organizado na forma de uma matriz ou tabela. O tamanho 
da matriz da imagem, ou seja, o número de pontos fotográficos calculados (pixel’s) irá implicar 
no número de projeções individuais. O tamanho da matriz, ou tabela, contudo, também 
influencia na qualidade da resolução da imagem. Matrizes maiores significam mais pontos e 
pixel’s de menor área, o que resulta em mais detalhes. No entanto, implicam num esforço 
computacional muito maior pelo computador. A Intensidade de Radiação Residual compreende 
a radiação incidente menos a radiação absorvida pelo objeto e pode ser obtida segundo a 
equação: 
 
 N = NO. e–( µ)x 
 
Onde: 
 
N = Intensidade de Radiação Residual 
NO = Intensidade de Radiação Incidente 
e = Base do logaritmo natural (2,718) 
µ = Coeficiente de atenuação linear 
x = Espessura do objeto 
 
Considerando que a imagem tomográfica e formada por "n" pequeninos blocos de imagem 
correspondentes a cada voxel da matriz, a equação se toma mais complexa a medida que as 
matrizes vão apresentando melhor resolução. Num equipamento atual que trabalha com matriz 
512 x 512, a equação poderia ser assim representada: 
 
N = NO . e- (µ1 + µ2 + µ3 + µ512) . x 
 
O numero de equações utilizadas para reconstrução de uma imagem aumenta em função do 
numero de detectores do equipamento e do numero de projeções utilizadas na construção da 
imagem. Nos equipamentos atuais de matriz de alta resolução são necessárias, muitas vezes, 
o emprego de 200.000 equações para a reconstrução de uma única imagem, dai a 
necessidade de um sistema de computação potente e veloz. 
 
Métodos de Reconstrução das Imagens 
O método matemático utilizado na reconstrução das imagens e denominado algoritmo. 
Basicamente três formas de cálculos são utilizadas para este fim: 
 
1. retroprojecão; 
2. O método interativo; 
3. O método analítico. 
 
Retroprojeção 
 
É um método teórico, não utilizado nos 
equipamentos atuais. Consiste basicamente 
na obtenção de imagens em diferentes 
projeções, com a correspondente somatória 
dos resultados obtidos em cada projeção, 
ou seja, considera-se que o corpo humano é 
 
 
Tomografia Computadorizada 21 
feito de um mesmo material ao longo 
daquele caminho. 
A intensidade medida pelo detector é 
chamada na literatura de raio-soma. Isto é 
feito para lembrar que o “raio” detectado é a 
soma de todos os efeitos de atenuação ao 
longo do caminho percorrido através do 
paciente. 
O resultado final apresenta a imagem real do objeto, contaminada pelo efeito das inúmeras 
projeções. 
 
O método Interativo 
O método interativo considera um valor médio de atenuação para cada coluna ou linha da 
imagem. A partir deste pressuposto, compara os resultados obtidos com a média previamente 
estabelecida e faz os ajustes necessários adicionando·se e subtraindo-se valores em 
densidades para cada elemento da imagem, ate a sua reconstrução final. O primeiro 
equipamento de tomografia E.M.I utilizou este método para a reconstrução de suas imagens. 
Embora parecido com o método da retroprojeção, apresenta imagens mais nítidas, por eliminar 
as "contaminações". O método Analítico É o método utilizado em quase todos os 
equipamentos comerciais. O método analítico ainda e dividido em dois métodos amplamente 
conhecidos entre os matemáticos: 
 
• A análise bidimensional de Fourier; 
• Retroprojeção filtrada. 
 
Analise Bidimensional de Fourier 
O método da analise bidimensional de Fourier consiste em analisar funções de tempo e de 
espaço pela soma das freqüências e amplitudes correspondentes. Trata-sede um método 
complexo para os nossos conhecimentos e que foge ao escopo deste texto. A vantagem do 
uso do método analítico pela analise bidimensional de Fourier reside no fato de o computador 
poder trabalhar com maior velocidade, dado este relevante em qualquer sistema de tomografia. 
 
Retroprojeção Filtrada 
O método analítico de retroprojeção filtrada e similar ao de retroprojeção, exceto pelo fato de 
que as freqüências correspondentes ao barramento verificado na retroprojeção são eliminadas, 
tornando a imagem mais nítida. E um método utilizado em alguns equipamentos comerciais. 
 
Após todos os cálculos, as várias imagens são somadas ponderadamente para que se possa 
obter a imagem final do corte, que pode ser então apresentada no monitor. 
 
Resumão: 
Formação da Imagem Tomográfica 
O processo pode ser dividido em três fases: aquisição de dados, reconstrução matemática da 
imagem e formatação e apresentação da imagem. 
 
 
 
Tomografia Computadorizada 22 
 
 
 
a) Fase de Aquisição de Dados 
 
• A fase de aquisição de dados é também conhecida como fase de varredura ou de 
exploração. Inicia-se com a exposição de uma seção da região do corpo a um feixe 
colimado de raios-X. 
 
• O raio, ao atravessar o corpo, é atenuado, e a leitura do sinal do detector é 
proporcional ao grau de atenuação ou ao grau de penetração do raio. Portanto, a 
intensidade do sinal do detector é uma medida da atenuação. 
 
• O ângulo mínimo de varredura necessário para obter a imagem através do 
mapeamento dos coeficientes lineares de atenuação da seção é 180°. Os dados são 
duplicados se a rotação é completa, 360°, típica das varreduras convencionais. 
 
• Varreduras com ângulos menores são realizadas com o objetivo de diminuir o tempo 
de varredura e com ângulos maiores para diminuir os artefatos de movimento, em 
estudos das regiões do tronco. 
 
b) Fase de Reconstrução da Imagem 
 
• A reconstrução de imagem de TC é um processo realizado por computador. Algoritmos 
matemáticos transformam os dados brutos em imagem numérica ou digital. A imagem 
digital é uma matriz bidimensional, em que cada elemento de matriz, denominado de 
pixel, recebe um valor numérico denominado de número de TC. O número de TC está 
relacionado ao coeficiente linear médio de atenuação do elemento do objeto, o voxel, 
que ele representa. 
 
• O tamanho do voxel é fundamental na qualidade da imagem, sendo selecionado de 
acordo com o requisito clínico da imagem. Sua altura é igual à espessura do corte e a 
base é estabelecida pela razão entre o campo de visão e o tamanho da matriz. O 
campo de visão (FOV) é o diâmetro máximo da imagem reconstruída, selecionado pelo 
operador. A matriz de reconstrução é, em geral, de 512 x 512 ou 1024 x 1024 pixels. 
 
c) Fase de Apresentação da Imagem 
 
• A fase final é a conversão da imagem digital em uma imagem de vídeo, para que possa 
ser diretamente observada em um monitor de TV e, posteriormentedocumentada em 
filme. 
 
 
Tomografia Computadorizada 23 
QUALIDADE DE IMAGENS EM TC 
Em TC a visibilidade das imagens produzidas depende não apenas das características do 
tomógrafo, mas principalmente de como o mesmo e operado, ajustando os protocolos de 
acordo com as necessidades do exame que vai ser realizado. Essa afirmação levanta uma 
questão interessante: se a qualidade de imagem pode ser ajustada pelo operador, porque 
então não ajustar sempre para a melhor qualidade e visibilidade? A resposta não é tão simples 
quanto a pergunta, mas em imagenologia medica sempre existem ganhos e perdas a serem 
considerados: 
 
• Muitas vezes quando se muda um item no protocolo para melhorar a qualidade das 
imagens, outra característica pode ser prejudicada na sua qualidade; 
 
• Em imagenologia medica e fundamental equilibrar a qualidade de imagens e a dose 
para o paciente. 
 
Um protocolo otimizado equilibra as características da imagem (por exemplo, borramento e 
ruído) e utiliza a dose de radiação necessária para produzir a qualidade de imagem requerida. 
A tecnologia de imagens em medicina e como uma extensão do olho humano. Da mesma 
forma que utilizamos um microscópio, um telescópio, enfim, aparelhos para enxergar a 
distância, os equipamentos médicos levam nossa visão a regiões invisíveis do corpo humano. 
Os equipamentos em imagenologia médica devem oferecer imagens com sensibilidade de 
contraste suficiente para distinguirmos estruturas com densidades semelhantes. Por exemplo, 
um pequeno tumor no fígado, uma área se isquemia no encéfalo. Distinguir um projétil de arma 
de fogo ou uma calcificação no corpo humano e sempre fácil, pois sua densidade e muito 
elevada e produz alto contraste com o “fundo”. A função principal da imagenologia em Medicina 
é converter o contrate físico em contraste visual, transferindo o contraste entre as estruturas do 
corpo para a imagem. A sensibilidade de contraste vai depender tanto das características do 
método a ser utilizado, quanto das características intrínsecas da região a ser examinada. 
 
 
 
Resolução de contraste (RC) 
 
Capacidade de distinguir duas densidades muito próximas. Em imagem digital o parâmetro 
mais importante para definir contraste é a profundidade da imagem ou o numero de bits por 
pixel – assunto que vamos discutir logo abaixo. Isto define a amplitude das variações dos 
níveis de cinza. Uma estrutura só será detectada se seu contraste com o meio for 3 a 5 vezes 
maior que o nível de ruído. Quanto maior for a estrutura, melhor é a resolução de contraste. 
 
RC melhora com: 
> Pixel 
> Matriz (matriz fina) 
> mAs ( < ruído) 
> Espessura de corte Tudo o que 
 
Tomografia Computadorizada 24 
< o ruído aumenta a resolução de contraste 
 
Resolução Espacial (RE) 
Capacidade de distinguir dois pontos muito próximos entre si. Depende de muitos fatores 
relacionados tanto a obtenção das imagens como ao processo de reconstrução. Quanto maior 
o numero de projeções durante o processo de escaneamento, melhor será a resolução 
espacial. Quanto menor o pixel, melhor será a resolução espacial. A Resolução Espacial 
também depende do numero de pixels da matriz. Quanto mais “fina” (maior) for a matriz, maior 
será o numero de pixels e melhor será a resolução espacial como se pode ver abaixo: 
 
 
 
Resumindo, a RE depende de: 
 
• Matriz 
 > Matriz (matriz fina): > CSR – coeficiente sinal/ruído - (mas > tempo de reconstrução) 
 
• FOV 
> FOV sem mudar a matriz: > pixel (mas < CSR) 
 
• Espessura de corte 
Cortes finos: < artefato de Volume Parcial 
 
• Numero de projeções 
> Nº projeções > RE 
 
Parâmetros que Afetam a Qualidade da Imagem em TC 
A qualidade da imagem de TC é uma matéria complexa influenciada por parâmetros 
relacionados à dose, por parâmetros relacionados ao processamento da imagem e por 
parâmetros clínicos. 
 
1- Parâmetros Relacionados à Dose de Radiação 
 
a) Fatores de Exposição 
Os fatores de exposição relacionados à dose de radiação para o paciente são os seguintes: 
tensão aplicada ao tubo de raios-X (kV), corrente no tubo de raios-X (mA) e tempo de 
exposição (s), os quais afetam tanto a qualidade de imagem como a dose de radiação para o 
paciente. 
b) Espessura de Corte 
A espessura nominal do corte, entre 1 a 10 mm, é selecionada de acordo com o tamanho da 
estrutura ou da lesão que se deseja estudar. Contudo, deve-se estar atento às implicações da 
espessura de corte na qualidade de imagem e na dose de radiação para o paciente. 
c) Incremento de Mesa 
Na TC seriada, a separação entre cortes irradiados e de imagem, é definida como o incremento 
da mesa menos a espessura nominal do corte, que são os parâmetros selecionáveis. Nos 
estudos clínicos, a separação entre cortes encontra-se na faixa de 0 a 10 mm se os cortes não 
são superpostos. 
d) Passo ou Fator de Passo 
Na TC helicoidal a separação entre cortes, durante a fase de exposição, é dada pelo passo. O 
passo é definido como a razão entre o deslocamento da mesa durante uma rotação completa 
do tubo e a espessura nominal de corte. 
 
Tomografia Computadorizada 25 
e) Inclinação do “Gantry” 
A inclinação do “gantry” é definida como o ângulo entre o plano vertical e o plano formado pelo 
tubo de raios-X, o feixe de raios-X e o conjunto de elementos de detecção. O gantry, 
normalmente, permite inclinação de –25° a +25° Um ângulo diferente de zero pode ser 
apropriado para reduzir ou eliminar artefatos ou reduzir a dose de radiação em órgãos ou 
tecidos radiosensíveis. 
f) Volume de Investigação 
O volume de investigação é o volume de imagem definido pelo início e pelo fim da região 
estudada. Devem-se cobrir todas as regiões que tenham possibilidade de apresentar sinais de 
doenças para a indicação do exame. Considerando que todos os outros parâmetros 
permaneçam fixos, quanto maior o volume de investigação maior será a dose para o paciente. 
 
2 - Parâmetros de Reconstrução e Apresentação da Imagem 
 
a) Campo de Visão (FOV) 
O campo de visão (FOV) é definido como o diâmetro máximo na imagem reconstruída e 
abrange a faixa de 12 a 50 cm. Escolher um FOV pequeno significa reduzir o tamanho do 
“voxel”, uma vez que se utiliza toda a matriz de reconstrução para uma região menor do que no 
caso de um FOV mais extenso. Isto traz a vantagem de melhorar a resolução espacial da 
imagem. Ao se selecionar o FOV deve ser ponderado se todas as regiões com possíveis sinais 
de doença foram incluídas. O FOV muito pequeno pode excluir sinais relevantes da doença. 
b) Algoritmo Matemático 
O algoritmo de reconstrução é composto de instruções matemáticas para o cálculo da imagem 
e as etapas principais são a convolução dos perfis de atenuação e, posteriormente, a 
retroprojeção. O aspecto e as características da imagem de TC são fortemente dependentes 
do algoritmo selecionado, especificado pelo núcleo ou filtro de convolução. 
c) Tamanho da Matriz de Reconstrução 
A matriz de reconstrução é o arranjo de linhas e colunas de pixels da imagem reconstruída, 
tipicamente 512 x 512 e 1024 x 1024. Os tomógrafos mais antigos apresentam matriz de 
reconstrução de menor tamanho. 
d) Ajuste da Janela de Apresentação 
Uma janela é caracterizada pela sua largura e o seu centro da janela, expressos em UH. A 
largura de janela é definida como a faixa de números de TC que é convertida em tons de cinza. 
De modo geral, para reproduzir uma faixa ampla de tecidos é apropriada uma janela mais 
larga. Janelas mais estreitas são mais convenientes para mostrar tecidos específicos. 
e) Filtros pós-Processamento 
Em adição aos principais algoritmos de reconstrução que são aplicados aos dados iniciais de 
atenuação (dados brutos), muitos tomógrafos oferecem filtros pós-processamento que podem 
ser aplicados para suavizar ou intensificar a imagem finalna tela do monitor. Há uma larga 
variedade de tipos desses filtros. 
f) Fator de “zoom” 
A imagem digital permite o uso do recurso de “zoom” para magnificar a imagem de um setor do 
campo investigado. Os valores dos pixels relativos àquele setor são redistribuídos, por 
interpolação, por toda matriz de apresentação. O “zoom” auxilia a análise de detalhes da 
imagem, acarretando, porém, a perda de nitidez. 
 
3 - Parâmetros Clínicos 
 
O tamanho e a composição do paciente afetam os aspectos característicos da imagem 
tomográfica. Para uma dada exposição, as imagens de um paciente de grande porte 
apresentam mais ruído do que as imagens de pacientes de menor porte. Então, espera-se que 
aumentando a dose de radiação poder-se-á ter uma imagem melhor. Ocorre que a grande 
quantidade de tecido adiposo em pacientes obesos produz melhor delineação das estruturas 
do que ocorre com pacientes não obesos. Assim, a qualidade da imagem para o diagnóstico 
pode ser adequada, embora com mais ruído. O paciente deve permanecer o mais imobilizado 
possível. As fontes principais de artefatos de movimentos involuntários do paciente são: 
respiração, atividade cardiovascular, peristalse e engasgo. Os artefatos ficam reduzidos 
diminuindo-se o tempo de aquisição de dados. Os órgãos radiosensíveis devem ser protegidos 
sempre que possível isto quando estiverem fora do campo de imagem, de 10 a 15 cm do 
 
Tomografia Computadorizada 26 
volume de investigação. O protetor de gônadas masculino tem se mostrado eficaz. O mesmo 
não ocorre com os protetores das gônadas femininas. 
 
COEFICIENTE DE ATENUAÇÃO 
 
O coeficiente de atenuação é uma medida 
arbitrária criada por Hounsfield para 
quantificar a atenuação do feixe de RX apos 
atravessar o corpo. A representação de 
cada tecido na Escala de Hounsfield (EH) 
varia de acordo com o quanto este absorveu 
de fótons de RX. A água corresponde ao 
valor zero da escala, valor de referencia por 
ser de fácil obtenção para calibrar os 
aparelhos. 
Tecidos muito densos como os ossos, 
absorvem mais fótons que tecido pouco 
densos como o ar nos pulmões. Por 
convenção – para manter correspondência 
com a Radiologia - valores altos de 
atenuação (ossos) são representados em 
branco e valores baixos (ar, gordura) em 
preto. A EH varia de -1000 (ar) a +1000 
(osso). Atualmente foi estendida para + 
4000 para poder incluir o osso cortical muito 
denso. 
 
Valores de densidade 
Para cada elemento de volume, voxel, o computador calcula um dado valor numérico que 
representa o valor do coeficiente de atenuação daquele voxel. Devemos lembrar que este valor 
de atenuação na realidade corresponde à quantidade média de absorção de radiação daquele 
tecido representado pelo pixel no monitor. A densidade na tomografia computadorizada é 
diretamente proporcional (relação linear) com o coeficiente de atenuação, uma constante do 
tecido influenciado por muitos fatores. O coeficiente de atenuação quantifica a absorção da 
radiação X, para uma dada energia do fóton. Após a calibração interna do tomógrafo, a 
densidade do tomograma para a água pura é ajustada para o valor numérico 0, e a densidade 
do ar padrão para –1 000 unidades Hounsfield (Hounsfield units, ou simplesmente HU). Esta 
relação entre o coeficiente de atenuação do tecido e as unidades de Hounsfield forma a 
conhecida ESCALA DE HOUNSFIELD. 
 
Escala Hounsfield 
 
 
Tomografia Computadorizada 27 
 
Em tomografia computadorizada, os valores de atenuação são medidos em unidades 
Hounsfield (HU). O valor de atenuação do ar padrão e da água pura, definidos como –1 000 
HU e 0 HU, respectivamente, representam pontos fixos na escala de densidade do TC e 
mantêm-se inalterados mesmo com a variação da tensão do tubo. Esta é a vantagem da 
Escala de Hounsfield, sua invariância com qualquer parâmetro eletro-eletrônico, mecânica ou 
de processamento computacional. Desta forma, os tomógrafos do mundo todo trabalham com 
esta escala, facilitando a troca de informações entre técnicos e médicos radiologistas. Trata-se, 
pois, de um padrão universal. 
Dependendo da radiação efetiva gerada pelo aparelho de tomografia, a relação da atenuação 
dos diferentes tipos de tecidos para o padrão da água poderá variar. Portanto, os valores de 
densidades listados na literatura devem ser considerados como simples indicações ou pontos 
de referência, e não como valores absolutos para um determinado tecido ou órgão. Mas 
mesmo assim, estes valores são suficientes para indicar ao radiologista se há sangue normal 
ou coagulado numa determinada lesão, ou mesmo ajudar a identificar secreções presentes nos 
pulmões, por exemplo. Na tabela 1, a seguir, podemos verificar um resumo dos valores médios 
de alguns órgãos e tecidos do corpo humano, bem como a dispersão (variação máxima e 
mínima) em torno deste valor médio. Estes mesmo valores podem ser visualizados 
graficamente na figura abaixo. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Tomografia Computadorizada 28 
 
 
Densitometria 
A disposição dos detectores no anel de varredura facilita as medições quantitativas de 
densidade em áreas selecionadas livremente no objeto sob teste (regiões de interesse). O 
número de TC, ou unidade Hounsfield, representa a média aritmética de todos os valores de 
atenuação medidos num volume elementar individual - voxel. A imagem sozinha em nível de 
cinza de um objeto varrido fornece algumas informações da densidade relativa 
(radiodensidade) da estrutura presente na imagem. Através da comparação com os tecidos 
circundantes, a estrutura pode ser descrita como isodensa (mesma densidade), hipodensa 
(baixa densidade) ou hiperdensa (alta densidade). Em órgãos parencmatosos como o cérebro, 
fígado, rins e pâncreas, o valor de atenuação dos tecidos circundantes sadios é normalmente 
usado para comparação. 
Os números de TC na faixa da água são descritos como água-densos, aqueles na faixa da 
gordura como gordura-densos, e aqueles na faixa dos músculos, como músculo-densos. Estas 
relações são úteis na descrição e caracterização de tumores, abscessos e outras anomalias 
durante o diagnóstico radiológico, e estão presentes na literatura médica. 
 
Tempo de aquisição 
Varreduras de tempo curto são desejáveis em tomografias computadorizadas de corpo inteiro, 
uma vez que artefatos de movimentos causados pela respiração, peristalgia e batimento 
cardíaco podem ser desta forma eliminados. Sistemas de varreduras lentas com movimentos 
alternados e de contra-rotação estão, contudo, sendo substituídos por sistemas de rotação 
contínua, que apresentam tempos mais curtos de varredura. Por isso, o tempo de realização do 
exame, que em alguns equipamentos pode ser ajustado pelo técnico, também pode ajudar na 
melhora da qualidade da imagem. 
 
 
 
 
 
 
Tomografia Computadorizada 29 
 
VARIAÇÃO DA IMAGEM 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
A imagem tomográfica calculada pelo computador é na realidade um conjunto de milhares de 
valores de Hounsfield memorizados numa matriz quadrada. Estes valores podem variar 
normalmente de –1 000 HU a +3 095 HU, devido à codificação digital em 12 bits (212 = 4096). 
Porém, o que interessa ao técnico e ao médico radiologista é uma imagem em tons de cinza 
mostrada no monitor. Para que isso aconteça, é necessário que se realize uma 
correspondência entre a Escala de Hounsfield e a escala de níveis de cinza. 
Contudo, o olho humano normalmente só pode distinguir entre 20 e 30 tons diferentes. Se toda 
a escala de densidade de 4 000 HU fosse apresentada em uma única imagem, o que seria 
visível seria apenas uma massa de tecidos moles, alguma musculatura e ossos, além dos 
pulmões ou regiões com ar. O médico radiologista seria capaz de distinguir apenas um tom de 
cinza dentro da faixa de diagnóstico de importantes tecidosmoles. Pois a faixa entre –100 HU 
e 100 HU seria vista pelo radiologista como uma mancha só. Ele não poderia visualizar todas 
as nuances densitométricas mensuráveis pelo computador, e importantes informações para o 
diagnóstico seriam perdidas. 
A janela da imagem foi então desenvolvida 
como uma forma de produzir contrastes 
vívidos mesmo em diferenças 
densiométricas suaves. O nome janela é 
utilizado, pois ela permite que se visualize 
apenas uma parte da imagem, não em 
tamanho, mas em contraste, e também 
simboliza sua flexibilidade de 
movimentação, tal qual uma janela comum. 
O conceito 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 aparecem com tom branco, e aqueles 
abaixo do limite inferior 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 serem diagnosticadas. Janelas estreitas 
proporcionam uma imagem de alto-contraste, no entanto, há o perigo de estruturas fora da 
faixa da janela serem inadequadamente apresentadas ou mesmo, não serem percebidas. Com 
ajustes de janela mais amplos, diferenças pequenas de densidades aparecem 
homogeneamente sendo assim, mascaradas. A resolução é desta forma reduzida. Vejamos 
dois exemplos de janela e a visualização da conversão de HU para cinza com ajuda da figura 
abaixo: 
Ex. 1: valor central = 200 HU largura = 1400 HU cada nível de cinza representa 5,5 HU 
Ex. 2: valor central = 1000 HU largura = 400 HU cada nível de cinza representa 1,5 HU 
 
 
 
 
 
Tomografia Computadorizada 30 
 
 
 
 
Resumão: 
 
Largura da Janela e Nível da Janela (Centro da Janela) 
 
A largura da janela (WW) refere-se à extensão de números de TC que são exibidos como 
matizes de cinza. Janela ampla indica mais números de TC como um grupo (escala longa ou 
contraste baixo). Assim, a largura da janela controla o contraste, (janelas amplas contraste 
baixo, como na obtenção de imagens do tórax; janela estreita, contraste alto, como na 
obtenção de imagens do crânio). O nível da janela (WL), também chamado algumas vezes de 
centro da janela, controla a densidade da imagem, ou determina o número de TC que será o 
cinza central da extensão da largura da janela. O nível da janela é geralmente determinado 
pela densidade de tecido que ocorre mais freqüentemente dentro de uma estrutura anatômica. 
Quando escolhemos uma “janela larga”, representamos centenas de valores de densidade 
para cada tom de cinza, assim, conseguimos ver apenas o que é muito diferente, por exemplo, 
ar e osso. A analogia é com uma grande janela voltada para o horizonte. Para vermos “tudo” de 
uma vez, perdemos pequenos detalhes. Assim, não é possível ver o parênquima cerebral, 
apenas osso, por isto chamamos de “janela óssea” No tórax, o mediastino fica obscurecido, 
mas o parênquima pulmonar é delineado pelo ar, por isto chamamos de “janela pulmonar”. 
Qual a diferença entre elas? O “centro” a janela larga para osso tem largura de 2000 UH e 
centro de 300 a 600. Na janela pulmonar a largura é em torno de 2000 a 4000 UH e centro em 
torno de 600 negativos (-600 UH). O centro da janela fica na média das estruturas que 
queremos ver melhor. 
Quando escolhemos uma “janela estreita”, representamos poucas unidades de densidade nos 
mesmos tons de cinza. Assim, perdemos os extremos e ganhamos em capacidade de ver 
detalhes em torno do centro que escolhemos. Novamente na analogia, é como se tivéssemos 
uma janela bem estreita, perdendo a visão do horizonte, mas, tendo uma pequena porção de 
cenário para ver, podemos ter maior detalhe do que estamos vendo. No caso do tórax, vemos 
muito bem o mediastino e a musculatura. Esta janela é usada para procurarmos gânglios entre 
os vasos do mediastino, bem como neoplasias e qualquer outra lesão com densidade de partes 
moles. No caso do encéfalo, usamos a janela estreita, com centro na densidade do parênquima 
cerebral, para vermos a diferença entre a substância branca e cinzenta, permitindo o 
diagnóstico de lesões muito sutis. Em patologias como o Trauma, por exemplo, onde 
procuramos fraturas e lesões parenquimatosas, fotografamos os mesmos cortes duas vezes. 
Um filme com janela de partes moles e outro com janela óssea. 
 
JANELA: define a extensão de níveis de cinza que me interessa para ver uma determinada 
parte do corpo. A largura de janela define os limites superior e inferior da Escala de Hounsfield 
que me interessam: 
 
• Janela “aberta” – mostra a maioria das estruturas; 
 
Tomografia Computadorizada 31 
• Janela “fechada” - seleciona menos estruturas mas fornece mais detalhe e aumenta o 
contraste; 
 
CENTRO (LEVEL): 
 
• Ajusta o centro da janela e é o centro da EH; 
• Nível alto: para visualizar tecidos densos; 
• Nível baixo: para visualizar tecidos de baixa densidade; 
 
 
 
 
 
PROBLEMAS COMUNS EM TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA 
 
O efeito de Volume Parcial 
Em tomografia, a imagem final representa a densidade correspondente de cada tecido através 
de uma escala de cinzas. Particularmente nas imagens com pouca resolução (matrizes baixas), 
um voxel pode ser representado numa tonalidade de cinza não correspondente ao tecido que 
representa. Isto pode acontecer, por exemplo, quando um voxel representa a imagem de um 
material de baixa densidade e parcialmente a imagem de um material de alta densidade. Os 
cálculos efetuados pelo computador podem atribuir uma tonalidade de cinza correspondente a 
de um tecido muscular, causando um artefato de imagem conhecido por Efeito de Volume 
Parcial.Este efeito tende a ser reduzido nas matrizes de alta resolução. 
 
Artefatos 
 
Artefatos de Anel (Rings Artifacts) Os artefatos em forma de anel que se apresentam na 
imagem estão inicialmente relacionados com problemas nos detectores. Como os detectores 
necessitam de calibração com o “ar" para reconhecimento dos demais tecidos, ocasionalmente 
pode ocorrer de perderem os valores de referencia, o que ocasiona artefatos na imagem na 
forma de anéis. O primeiro procedimento do operador nestas circunstancias é efetuar uma 
calibração nos detectores. A periodicidade com que devemos fazer essas calibrações varia de 
aparelho para aparelho. A maior parte dos equipamentos modernos admite uma única 
calibração diária. 
 
Materiais de Alta Densidade (Strike) Objetos metálicos, como projeteis de bala, implantes de 
materiais de alta densidade, como as obturações dentarias, entre outros, produzem artefatos 
lineares de alta densidade em conseqüência dos altos coeficientes de atenuação linear 
apresentados por estes materiais. A presença desses artefatos pode ser atenuada a partir do 
uso de um feixe de alta energia (120/140 kV), embora não possam ser evitados. 
 
Materiais de Alto Número Atômico Os materiais de numero atômico alto tendem a se 
comportar como os materiais metálicos e a produzir artefatos do tipo "strike". Os meios de 
 
Tomografia Computadorizada 32 
contraste positivos como o iodo e o bário, em altas concentrações, devem ser evitados ou 
usados com critério. 
 
Ruído da Imagem 
O ruído, aspecto que confere granulosidade as imagens, ocorre principal mente em 
conseqüência da utilização de feixes de baixa energia ou quando o objeto apresenta grandes 
dimensões, como no caso dos pacientes obesos. Nessas condições, ha que se aumentar a 
dose de exposição pelo aumento da kilovoltagem, da miliamperagem ou pelo tempo de 
exposição. 
 
PROCESSAMENTO DE IMAGENS 
A unidade de processamento é um computador, centro de todo o sistema. Recolhe os dados 
brutos