Tomografia Computadorizada RADIOLOGIA ATUALIZADA

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TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA
Prof. Emery Lins
Curso Eng. Biomédica
Objetivos
• Evolução Histórica
• Formação da Imagem• Formação da Imagem
Motivação
Motivação
Início da Tomografia 
Computadorizada (CT)
• A Tomografia Computadorizada, TC , introduzida na prática clínica 
em 1972 ( Hounsfield & Ambrose) no Atkinson Morley Hospital 
em Londres.
• Revolucionou a imagem por raios-X ao produzir, sem • Revolucionou a imagem por raios-X ao produzir, sem 
superposição, imagens de seções transversais do corpo humano.
Evolução Histórica
• 1895: Descoberta dos Raios X por W.C. Roentgen
• 1917: J. H. Radon desenvolveu os fundamentos matemáticos para a 
reconstrução de imagens seccionais a partir de medições de 
transmissão
• 1963: A.M Comarck descreve uma técnica para calcular a • 1963: A.M Comarck descreve uma técnica para calcular a 
distribuição de absorção no corpo humano
• 1972: G.N. Hounsfield e J. Ambrose guiaram o primeiro exame 
clínico de TC
• 1979: Godfrey N. Hounsfield (1919 - 2004) e Alan M. Cormack 
(1924-1998 ) foram agraciados com o Prêmio Nobel em Medicina e 
Fisiologia
Novidades
• Primeira modalidade de imagem de ampla aplicação 
fornecendo, exclusivamente, imagens digitais (até então, as 
imagens médicas utilizadas eram imagens analógicas obtidas 
diretamente);
• Pioneira em duas características nas imagens médicas, que 
nos dias de hoje são bem familiares (RM e PET):
– representação digital e
– representação volumétrica em seções de cortes.
Vantagens
• Distinguir estruturas de órgãos e tecidos com pequenas diferenças 
de densidade em especial entre os tecidos moles: 
– CT: 0,5% 
– Radiografia: 2%
• Imagem de um corte sem a superposição de imagens das estruturas • Imagem de um corte sem a superposição de imagens das estruturas 
não pertencentes à seção em estudo
• As imagens das estruturas anatômicas conservam as mesmas 
proporções, sem distorções
• Imagens digitais permitem medições quantitativas das densidades 
dos tecidos e dos tamanhos das estruturas
• Admite reformatações e manipulações pós-reconstrução, tais 
como: ampliação, suavização, reformatação em outros planos 
(2D) e reconstrução tridimensional (3D)
Princípio de Funcionamento
• Um tubo de raios-X gira, emitindo 
radiação, em torno do paciente, 
num plano axial. Um conjunto de 
detectores posicionados no lado 
oposto captam os fótons de raios-x oposto captam os fótons de raios-x 
que atravessam o paciente, e
• Um algoritmo de reconstrução, 
composto de uma seqüência de 
instruções matemáticas converte 
os sinais medidos pelos detectores 
em uma imagem.
Tomógrafo
TuboTubo de de raiosraios XX
FeixeFeixe de de raiosraios XX
c.f. http://en.wikipedia.org/wiki/Image:Ct-internals.jpg
DetectoresDetectores
Mesa de CTMesa de CT
FiguraFigura do Dr. Mahesh, John Hopkins, do Dr. Mahesh, John Hopkins, 
MD, AAPM Handout.MD, AAPM Handout.
Radiografia convencional
c.f. Bushberg, et al. 
The Essential 
Physics of Medical 
Imaging, 2nd ed., p. 
328.
Evolução Histórica
Marcos:
• 1970 – Primeiro tomógrafo
• 1972 – Início da aplicação clínica
• 1989 – CT helicoidal
• 1992 – CT multicortes
Evolução histórica da CT
CT - Godfrey Newbold Hounsfield 
Idéia: 1967
Publicação: 1972
Premio Nobel em Medicina: 1979
Primeira geração (1970)
1 ou 2 detectores. 
Translação e rotação do tubos 
e dos detectores. 
Feixe paralelo tipo lápis fino.
Tempo de imagem: 2,5 min
Evolução histórica da CT
Segunda geração (1972)
3 - 50 detectores, 
Translação e rotação do tubo
e detectores 
Feixe em “leque” estreito.
Tempo de imagem: 10 segundos
Evolução histórica da CT
Terceira geração (1976)
Arco de detectores (256-1000).
Rotação do tubo e do arco. 
Feixe em “leque” aberto.
Tempo de imagem: 0,5 segundos
Evolução histórica da CT
Quarta geração (1976)
Anel de detectores (600-4800) 
Anel fixo - rotação no tubo. 
Feixe em “leque” aberto.
Tempo de imagem: 1 segundo
Evolução histórica da CT
c.f. Kalendar WA, Computed Tomography, Second Edition, pg. 
37, 2005
c.f. Bushberg, et al. The Essential Physics of Medical 
Imaging, 2nd ed., p. 328.
Quinta geração de CT
• Ânodo com alvo de tungstênio e feixe de elétrons de alta energia.
• Fundamentalmente para cardiologia pela velocidade da imagem (50 
ms).
c.f. Kalendar WA, Computed Tomography, Second Edition, pg. 67, 2005
CT helicoidal (6ª geração)
• Os dados são adquiridos (rotação contínua do gantry) e a mesa se 
move na horizontal.
• Trajetória helicoidal em torno ao paciente.
• 20-60 segundos – volume grande.
c.f. Kalendar WA, Computed Tomography, Second 
Edition, pg. 79, 2005
CT helicoidal 
• Tecnologia de anel deslizante
• Tubos de raios X de alta potência.
• Algoritmos de interpolação.
c.f. Seeram, Computed 
Tomography, 2nd Ed., pg. 82. 
CT helicoidal
• A varredura no CT helicoidal é 
feita por uma trajetória em espiral 
em volta do eixo do paciente, 
porém os algoritmos de 
reconstrução assumem um 
Volume 
do corte
Plano reconstruído
Interpolação dos dados
reconstrução assumem um 
caminho circular.
• Para compensar estas diferenças, 
o conjunto de dados em espiral é 
interpolado a uma série de dados 
planares
• Com a interpolação é possível 
gerar novos planos sem a 
necessidade de uma dose 
adicional no paciente (interleaved 
reconstruction) c.f. Seeram, Computed Tomography, 2nd Ed., pg. 218. 
Trajetória 
Espessura do corte
CT helicoidal: Passo ou Fator de 
Passo (Pitch) 
• Parâmetro que surge nos protocolos de CT helicoidal
Passo =Passo =
Deslocamento da mesa por rotação (mm)Deslocamento da mesa por rotação (mm)
Colimação do feixe (mm)Colimação do feixe (mm)
• Parâmetro que surge nos protocolos de CT helicoidal
• Valores típicos: 0,5; 1,0; 1,5; 2,0
• Passo <1 implica em superposição e maior dose no paciente
• Passo >1 implica em imagem extendida e menor dose no paciente
CT helicoidal: Passo (Pitch) 
c.f. Bushberg, et al. The 
Essential Physics of 
Medical Imaging, 1st ed., 
p. 261.
CT helicoidal: Passo (Pitch) 
Espessura do corte: 
Perfil de sensibilidade
• A espessura do corte num 
corte simples de CT é 
determinado pela colimação 
física do feixe de raios X entre 
duas peças de chumbo.duas peças de chumbo.
• O perfil de sensibilidade do 
corte descreve a contribuição 
real de cada ponto ao longo da 
espessura do corte na 
formação da imagem.
• Um pequeno objeto próximo 
do centro do corte é mais 
visível que o mesmo objeto 
nas bordas.
c.f. Bushberg, et al. The Essential Physics of Medical 
Imaging, 2nd ed., p. 343.
Detectores e arranjos
A maioria dos CT modernos usam 
tanto detectores de Xenônio 
(tecnologia antiga) como de 
cintiladores de estado sólido.cintiladores de estado sólido.
c.f. Bushberg, et al. The Essential 
Physics of Medical Imaging, 2nd ed., p. 
339 & 340.
CT multi-cortes 
(7ª geração,1993)
• Arranjo de múltiplos detectores.
• 2, 4, 8,16,32, 40 anéis de detectores.
• 3 rotações/segundo; 0,33x0,33x0,33 mm.
c.f. Kalendar WA, Computed Tomography, Second Edition, pg. 79, 2005
Cortes simples vs. Multi-cortes
c.f. Seeram. Computed 
Tomography, 2nd ed., p. 258.
Espessura do corte: 
múltiplos detectores
• A espessura do corte num 
sistema com um arranjo de 
detectores é determinada pela 
largura dos detectores contidos 
no corteno corte
• A largura do corte pode ser 
mudada combinando os 
detectores individuais mediante a 
soma eletrônica dos sinais de 
cada um deles.
• A colimação é ajustada para que 
a região de penumbra fique por 
fora (aumenta dose)
c.f. Bushberg, et al. The Essential Physics 
of Medical Imaging, 2nd ed.,p. 344.
c.f. Bushberg, et al. The Essential 
Physics of Medical Imaging, 2nd
ed., p. 341.
Objetivos
• Evolução Histórica
• Formação da Imagem• Formação da Imagem
Imagem de CT
Imagem de CT
• O pixel (picture element) é o 
elemento básico de uma 
imagem digital 2D
• Cada pixel mostra • Cada pixel mostra 
informação do brilho 
referente à anatomia do 
paciente naquele voxel
(volume element).
• A largura e a altura do pixel
são iguais à largura e à 
altura do voxel.O voxel tem uma terceira 
dimensão que representa 
a espessura do corte.
c.f. http://www.impactscan.org/slides/impactcourse/1_2_basicprinciples/img21.htm
Imagem de CT
• As filas e as colunas formam 
uma matriz.
• Os tamanhos de matriz são: 
512 x 512, 1024 x 1024, etc.512 x 512, 1024 x 1024, etc.
• O técnico escolhe o campo 
de visão (FOV).
• Tamanho do pixel = 
FOV/tamanho da matriz
• A faixa dinâmica para cada 
pixel é de 12-bits (0-4095)
c.f. http://www.impactscan.org/slides/impactcourse/1_2_basicprinciples/img21.htm
Que é medido?
• O processo de reconstrução resulta 
numa matriz 2D de números em 
notação de ponto flutuante (0<N<1).
• Estes números correspondem ao 
coeficiente médio de atenuação 
linear do tecido contido em cada linear do tecido contido em cada 
voxel.
• As imagens de CT são normalizadas 
e truncadas a 4096 valores inteiros, 
normalmente de -1000 a 3095.
• Os coeficiente de atenuação lineares 
são convertidos em uma escala de 
números de CT.
Números de CT ou unidades 
Hounsfield
• O número de CT(x,y) em cada pixel (x,y) da imagem é obtido de:
( ) ( ) ( )( ) 1000,
,,
, ⋅
−
=
yx
yxyx
yxCT
água
água
µ
µµ
• μ(x, y) é o coeficiente de atenuação para cada voxel.
• μágua é o coeficiente de atenuação da água.
• CT (x,y) é o numero de CT (ou unidade Hounsfield) que contem a 
imagem clínica final.
• Ar = -1000, Tecido mole na faixa de -300 (pulmão) a -90 (gordura), 
água = 0, massa branca = 30, massa cinzenta = 40, músculo = 50, 
osso denso e áreas com agente de alto contraste superior a +3000.
Tecidos na escala Hounsfield
c.f. Kalendar WA, Computed Tomography, Second Edition, pg. 31, 2005
Tecidos na escala Hounsfield
100100--10001000 1000100000 200200 300300--100100
O número de CT e o paciente?
• O número de CT, e assim a imagem de CT, devem seu contraste 
principalmente às propriedades físicas dos tecidos que influenciam 
no espalhamento Compton
– O coeficiente de atenuação, linearmente proporcional à 
densidade, tem um papel fundamental no contraste em 
imagens de CTimagens de CT
• Os números de CT são quantitativos,
• Nódulos pulmonares calcificados são geralmente benignos, a 
quantidade de calcificação pode ser determinada pelo 
número de CT do nódulo.
• CT é também quantitativa em termo de dimensões lineares 
e pode ser usado para determinar com precisão a localização 
de um volume tumoral ou o diâmetro de uma lesão.
AquisiçãoAquisição
Cortes transversais
Aquisição tomográfica
• Raio: Uma simples medição de transmissão através do 
paciente por um único detector num instante dado.
• Projeção ou vista: Uma série de raios com a mesma 
orientação. c.f. Kalendar WA, Computed Tomography, Second Edition, pg. 26, 2005
Número de raios em um CT
• Os CT modernos utilizam a geometria de feixe em “leque”. 
Isto implica que são medidos 600-1200 raios em 800-1500 
ângulos de projeção diferentes. c.f. www.sprawls.org, computed tomography lecture 
Aquisição e 
pré-processamento dos dados
• Cada raio é uma medida de transmissão através do objeto ao 
longo de uma linha, onde o detector mede a intensidade do 
raio X, It
I = Intensidade do feixe sem atenuação• I0 = Intensidade do feixe sem atenuação
• It = I0 e
-μt
• t = Espessura do paciente ao longo do raio
• μ = Coeficiente médio de atenuação linear ao longo do raio.
• ln (I0 / It) = μt para cada raio, pré-processamento
• A imagem primária depende das características anatômicas 
do paciente.
Reconstrução da imagem
• Sabemos o resultado de cada soma, mas não sabemos os valores 
individuais. Devemos resolver um sistema de equações.
• Porém é verdadeiro somente se conhecemos o caminho exato do 
raio de radiação (problema: refração e difração).
c.f. Kalendar WA, Computed Tomography, Second Edition, pg. 27, 2005
Convolução
c.f. c.f. SeeramSeeram, , Computed Computed 
TomographyTomography, 2nd Ed., pg.107. , 2nd Ed., pg.107. 
Retroprojeção
c.f. c.f. 
http://www.ime.usp.br/~mjack/http://www.ime.usp.br/~mjack/
mac5918/mac5918.htmmac5918/mac5918.htm
Algoritmo de reconstrução
• Depois de pré-processar os dados um 
algoritmo de reconstrução é usado para 
produzir a imagem de CT (mapa de 
coeficiente de atenuação)
• O método de retroprojeção constrói a 
imagem no computador revertendo o 
processo de aquisição.
f(x,y): Espaço 
do objeto
imagem no computador revertendo o 
processo de aquisição.
c.f. http://www.ime.usp.br/~mjack/mac5918/mac5918.htm
do objeto
F(u,v): Espaço 
De Fourier
f´(x,y): Espaço 
da imagem
Exemplo do processo 
de retro-projeção
Retro-projetando 
a projeção 1
Retro-projeção 
resultante (1+2)
Sinograma
c.f. 
http://www.ime.usp.
br/~mjack/mac5918/
mac5918.htm
Exemplos de retro-projeções
c.f. c.f. http://www.ime.usp.br/~mjack/mac5918/mac5918.htm
Retroprojeção filtrada
• Não entanto, a retroprojeção simples 
produz uma imagem pouco nítida. 
• Os dados devem ser primeiro filtrados • Os dados devem ser primeiro filtrados 
através de convolução: 
Retroprojeção filtrada
• Retroprojeção filtrada é o algoritmo mais usado nos CT clínicos.
c.f. Bushberg, et al. 
The Essential Physics 
of Medical Imaging, 2nd
ed., p. 352.
Efeito de filtragem
Filtros
• Algoritmo para osso – detalhe fino (intensificação das bordas), mas 
com incremento do ruído.
• Filtros para tecidos moles - suavizamento, diminui o ruído, mas 
diminui também a resolução espacial.
• A escolha do melhor filtro de reconstrução depende da tarefa 
clínica.
c.f. Seeram, Computed Tomography, 2nd Ed., pg.108. 
c.f. Kalendar WA, Computed Tomography, Second Edition, pg. 29, 2005
Exemplos de filttragem
Suave Realce ou agudo
c.f. http://www.impactscan.org/slides/xrayct/sld056.htm
Informação presente nas ImagensInformação presente nas Imagens
Histograma
• Embora o voxel do CT utilize 
12-bit na escala de cinza 
(212=4096 tons), os monitores 
e as impressoras utilizam 8 bits 
(28=256).
• A imagem de CT de 12-bit 
c.f. Bushberg, et al. The Essential Physics of 
Medical Imaging, 2nd ed., p. 359.
• A imagem de CT de 12-bit 
deve ser reduzida a 8 bits para 
melhor visualização.
• O tamanho da janela (window 
width, W) determina o 
contraste da imagem, uma 
janela mais estreita resulta 
num maior contraste.
• O nível ou brilho (level, L) é o 
número de CT no centro da 
janela.
Ajuste do histograma: 
Window/Level
c.f. Kalendar WA, Computed Tomography, Second Edition, pg. 32, 2005c.f. Kalendar WA, Computed Tomography, Second Edition, pg. 32, 2005
Qualidade da imagem
c.f. Seeram, Computed Tomography, 2nd ed., p. 174.
Qualidade da imagem: 
Resolução
• A resolução espacial de alto contraste ou simplesmente resolução 
espacial é a capacidade para discriminar entre dois objetos 
adjacentes, é função do tamanho do pixel. Intervalo típico: 0.5 – 1.5 
pl/mm 
• Resolução de baixo contraste ou resolução de tecido representa a 
capacidade de um sistema de imagens de detectar diferenças sutis 
no contraste, é a diferença de valores de Hounsfield Units (HU) no contraste, é a diferença de valores de Hounsfield Units (HU) 
entre tecidos. Valor típico: 0.5 %, bem superior ao raio Xconvencional: 5 %.
• Existe um compromisso entre resolução espacial (diminuindo o 
tamanho do pixel reduz a RSR a menos que seja aumentada a 
corrente no tubo levando a um incremento da dose) e a resolução 
de contraste.
• Existe uma relação bem estabelecida entre dose de radiação (D), 
dimensões do pixel (Δ), RSR e espessura do corte (T).
T
RSRD 3
2
∆
∝
Qualidade da imagem: Ruído
• Na imagem de CT o ruído é 
determinado pelo número de 
fótons utilizados para fazer 
uma imagem (ruído quântico).
• O ruído quântico diminui com 
o aumento do número de 
Mais ruído, 
menos dose
Menos ruído, 
mais dose
o aumento do número de 
fótons ( )
�Para melhorar a resolução 
espacial e a de contraste, a 
dose de radiação deve ser 
aumentada para ter uma 
maior quantidade de 
fótons e assim o ruído 
reduzido.
c.f. Seeram, Computed Tomography, 2nd ed., p. 186.
N
Qualidade da imagem: Ruído
• O ruído é geralmente reduzido aumentando a voltagem e/ou a 
corrente do tubo, e o tempo de exame, se todos os outros 
parâmetros são mantidos constantes
• Pode ser reduzido também, aumentado as dimensões do voxel 
(significa, decremento das dimensões da matriz, incremento do 
FOV, ou incremento da espessura do corte)FOV, ou incremento da espessura do corte)
• Um valor típico num CT moderno é aproximadamente 3 HU 
(0.3% de diferença no coeficiente de atenuação)
• Para um protocolo fixo, pacientes menores transmitem mais 
radiação e assim o ruído é reduzido, isto permite a redução dos 
parâmetros do protocolo em pacientes menores
• O ruído também é afetado pelo filtro de reconstrução usado.
Qualidade da imagem: Ruído
Qualidade da imagem: 
Resolução espacial
• Dimensões do ponto focal 
– Se o ponto focal é incrementado, aumenta-se a 
borrosidade na imagem, diminuindo a resolução 
espacial.espacial.
• Largura do detector
–Maiores resoluções espaciais são obtidas com 
detectores de menores dimensões.
• Objetos podem ser resolvidos quando a largura do 
detector é menor que o espaçamento entre eles.
Qualidade da imagem: 
Resolução espacial
• Número de projeções: 
Mais projeções, mais dados disponíveis para a reconstrução da 
imagem, melhorando a resolução espacial.
c.f. Seeram, Computed Tomography, 2nd ed., p. 178.
Qualidade da imagem: 
Resolução espacial
• Passo helicoidal (pitch)
– Maior passo reduz a resolução espacial (incremento da 
largura do perfil de sensibilidade)
Qualidade da imagem: 
Resolução espacial
Filtro para tecido mole Filtro para osso
Filtro de reconstrução (Kernel)
– A reconstrução utilizada afeta a resolução espacial. Filtros 
para osso possuem melhor resolução espacial comprados 
aos filtros para tecido mole
c.f. Seeram, Computed Tomography, 2nd ed., p. 180.
Qualidade da imagem: 
Resolução espacial
• Dimensões da matriz
�O número de pixels usados para a reconstrução tem uma 
influência direta na resolução espacial (com um FOV fixo). 
Incrementando as dimensões da matriz para um FOV fixo 
aumenta a resolução espacial.aumenta a resolução espacial.
• Campo de visão (FOV) 
�O FOV influencia as dimensões de cada pixel. Um FOV de 
10 cm numa matriz de 512x512 = 0.2 mm cada pixel, um 
FOV de 35 cm numa matriz de 512x512 = 0.7 mm
• Movimento do paciente
�Movimento causa borrosidade e, assim, uma degradação 
da resolução espacial
Qualidade da imagem: 
Resolução de contraste
• mAs (corrente no tubo x tempo de scan)
�Aumento do mAs, aumenta do número de fótons, 
aumenta de RSR (razão sinal-ruído) e melhora na resolução 
de contraste
Dobrando o mAs, a RSR aumenta 41% melhorando a 
de contraste
�Dobrando o mAs, a RSR aumenta 41% melhorando a 
resolução de contraste
• Dimensões do pixel (FOV)
� Se as dimensões do paciente e todos os parâmetros do 
scan são fixados, na medida que o FOV incrementa 
aumentarão as dimensões do pixel, e o número de raios X 
atravessando cada voxel também, levando a uma melhora 
da resolução de contraste.
Qualidade da imagem: 
Resolução de contraste
• Espessura do corte
�Cortes mais grossos implicam em mais fótons e assim 
maior RSR. Dobrando a espessura do corte, incrementa-se 
a RSR em 41%
• Filtro de reconstrução
� Filtros para osso produzem menor resolução de contraste 
(porém maior resolução espacial) comparado a filtros para 
tecido mole
• Dimensões do paciente
�Para a mesma técnica de raios X, maiores pacientes 
atenuam mais resultando numa menor detecção, 
reduzindo a RSR e assim a resolução de contraste
Controle da qualidade
• Parâmetros de qualidade de imagem a serem avaliados,
�Resolução espacial (de alto contraste).
�Resolução de contraste (de baixo contraste). 
�Precisão do alinhamento do laser.�Precisão do alinhamento do laser.
�Ruído e uniformidade.
� Espessura do corte.
� Exatidão e linearidade do número de CT.
�Dose de radiação.
Artefatos: 
Endurecimento do feixe
– Os raios X de baixa energia são mais atenuados a medida 
que o feixe atravessa o paciente.
– A forma do espectro começa a ser mais abrupta para 
maiores energias.
c.f. Bushberg, et al. The Essential Physics of Medical Imaging, 2nd ed., p. 370.
Artefatos: 
Endurecimento do feixe
– O osso causa um maior endurecimento do feixe comparado com 
uma espessura equivalente de tecido mole. 
– Efeito “teia de aranha” no corte onde o feixe atravessa os ossos 
petrosos de cada lado da cabeça.
– Existem algoritmos simples de correção.
c.f. Bushberg, et al. The Essential Physics of Medical Imaging, 2nd ed., p. 370 e 372.
Artefatos: 
Tipo estrela (metal)
• A densidade do metal está além do intervalo normal de dados 
que pode manipular o computador, assim resulta num perfil 
de atenuação incompleto. 
Imagem com artefato Imagem corrigida
RadioGraphics 2004;24:1679-1691.
Artefatos: De movimento
Devido ao movimento do paciente durante a aquisição
- Os artefatos aparecem como uma borrosidade para pequenos 
movimentos e imagem fantasma ou imagem dobrada para 
movimentos consideráveis.
RadioGraphics
2004;24:1679-
1691.
Artefatos: De movimento
Imagem com artefato Imagem corrigida
Seeram E. Image quality. Computed tomography: physical 
principles, clinical applications and quality control. 2nd ed. 
Philadelphia, Pa: Saunders, 2001; 174-199. .
Artefatos: Volume Parcial
• Para voxels com o mesmo tipo de 
tecido, os pixels correspondentes 
terão uma intensidade 
representativa dos coeficientes de 
atenuação linear deste tecido.
• Para voxels contendo dois ou mais 
tipos de tecidos, os pixels 
correspondentes terão uma 
intensidade representativa da 
média do coeficiente de atenuação, 
esta média será ponderada pelo 
fração volumétrica de cada tecido 
no voxel correspondente.
c.f. c.f. BushbergBushberg, et al. The Essential Physics of Medical , et al. The Essential Physics of Medical 
Imaging, 2Imaging, 2ndnd ed., p. 372.ed., p. 372.
Pode ser na direção Pode ser na direção 
perpendicular ao corte ou perpendicular ao corte ou 
dentro deste.dentro deste.
Artefatos: Artefato de anel
• Se um dos detectores está fora de calibração num 
equipamento de terceira geração, o detector terá um erro 
consistente na sua leitura para cada posição angular, 
resultando num artefato circular (mais crítico detectores 
centrais).centrais).
RadioGraphics 2004;24:1679-1691.