Física Básica da Tomografia Computadorizada

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FISICA BÁSICA DA TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA 
Apostila da disciplina Tomografia Computadorizada do Curso Tecnológico de Radiologia da 
UNCISAL 
Profª Maria Lúcia Lima Soares 
 
Esta apostila é uma compilação de numerosas fontes e tem como único objetivo orientar o estudo dos alunos do 4º 
período em relação à disciplina “Tomografia Computadorizada” para o fim específico da primeira avaliação do 
semestre 2009-1. 
 
Introdução 
Nos últimos 40 anos nenhum desenvolvimento tecnológico na área de imagem foi tão 
importante quanto a Tomografia Computadorizada (TC). Avanços na tecnologia helicoidal e 
subsequentemente na tecnologia de múltiplos detectores, tem oferecido tantas opções que 
chega a ultrapassar nossa capacidade de atualização. 
No final da década de 50 os componente necessários já estavam disponíveis, mas foi apenas 
em 1967 que o projeto da TC foi apresentado pelo engenheiro inglês Sir Godfrey Hounsfield 
(1919-2004) e pelo físico sul-africano Allan M. Cormack que desenvolveu a parte matemática. 
Ambos receberam o prêmio Nobel de Medicina de 1979 . 
 
 
 
Princípios básicos 
Os princípios físicos da Tomografia Computadorizada (TC) são os mesmos da radiografia 
convencional. Para a obtenção de imagens são utilizados os Raios-x (RX). Enquanto na radiografia 
convencional o feixe de RX é piramidal e a imagem obtida é uma imagem de projeção, na TC o feixe é 
emitido por uma pequena fenda e tem a forma de leque. 
Na tomografia computadorizada o tubo de RX gira 360
o 
em torno da região do corpo a ser 
estudada e a imagem obtida é tomográfica ou seja são obtidas “fatias” (slices em inglês). Em oposição 
ao feixe de RX emitidos temos um sistema detector de fótons que gira sincrônicamente ao feixe de RX, 
mas que também pode ser fixo nos tomógrafos mais modernos. Como na radiografia convencional as 
características das imagens vão depender das informações colhidas a respeito da absorção de fótons 
pelo objeto em estudo. 
Dessa forma, a quantidade de fótons recebidos pelos detectores depende da espessura do 
objeto e da capacidade deste de absorver os RX. Os detectores de fótons da TC transformam os fótons 
emitidos em sinal analógico. Quanto mais fótons de RX atingem os detectores, maior é a diferença de 
potencial, ou voltagem que cada detector fornece ao computador – sinal analógico. O sinal analógico vai 
ser convertido em sinal digital através do sistema de computação e será processado para formar a 
imagem final que apesar de processada digitalmente, será de novo uma imagem analógica. 
 
Allan M.Cormack e Sir Godfrey Hounsfield 
 
 
Estrutura e funcionamento de um tomógrafo 
Um tomógrafo é formado por um tubo de RX conectado mecânicamente e eletrônicamente a 
um sistema de detectores. Este conjunto gira 360 graus em torno do paciente. As estruturas corpóreas 
vão atenuar o feixe de RX dependendo de vários fatores, entre eles sua densidade e número atômico. 
Depois de passar pelo corpo a radiação atinge finalmente os detectores. 
Um giro de 360º produz uma “vista” que é um conjunto de projeções compostas por sua vez de 
um núero variável de “raios”. 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 está o paciente, move-se alguns milímetros. Este processo vai se repetindo e gera 
uma enorme quantidade de dados. Esse processo caracteriza o escaneamento passo a passo que difere 
do escaneamento helicoidal, como veremos mais para frente. 
 
 
 
 
Os sinais elétricos gerados pelos detectores contém 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 é possível a determinação das relações 
espaciais entre as estruturas internas e a fatia selecionada do corpo. 
Os sinais elétricos analógicos são então enviadas 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 há 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 simultâneamente e a trajetória do feixe de RX ao redor do 
corpo é uma espiral. 
 
 
SISTEMAS DE VARREDURA 
A TC atualmente utiliza um feixe “em leque” diferentemente 
do RX convencional que utiliza um feixe piramidal. 
Inicialmente o feixe de RX do tomógrafo tinha formato “em lápis” – cilíndrico (A). Depois o desenho evoluiu 
para o feixe “em leque”(B) – este segundo formato reduz o nº de incrementos angulares necessários para a 
varredura, ou seja, o feixe atinge não apenas um detector, mas vários detectores ao mesmo tempo e porisso não 
precisa mais “varrer” o objeto de grau em grau. 
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: 
 
1.Tomógrafo de Primeira Geração (rotação/translação com detector único): este foi o primeiro 
sistema comercialmente disponível. Nele um feixe de RX cilíndrico e estreito (“em lápis”) varre o 
corpo fazendo uma meia volta (180º) com passos de 1 grau . A cada passo de um grau realiza uma 
translação, após um número “x” de translações faz uma rotação e assim por diante, gerando 180 
projeções a cada volta. 
 
 
 
 
 
2. Tomógrafo de Segunda Geração: o procedimento de varredura é semelhante aos 
tomógrafos de primeira geração porém um feixe “em leque” substitui o feixe “em lápis” e o 
detector único é substituido por múltiplos detectores. Assim o tempo de corte cai de minutos 
para segundos (em torno de 20 segundos). 
 
 
 
3. Tomógrafo de Terceira Geração: o feixe em leque e os detectores acoplados tem 
dimensões suficientes para envolver toda a circunferência do paciente, não havendo mais 
necessidade do movimento de translação. Possuem cerca de 500-1000 detectores e o 
movimento de rotação é bem mais rápido – chegando a 0.5 segundos por rotação. 
 
 
 
4. Tomógrafo de Quarta Geração: o círculo de detectores 
permanece estacionário e o tubo gira em torno do 
paciente. 
Tomógrafo de primeira geração : 
• Surgiu em 1972 
• Feixe “em lápis” 
• Detector único 
• Rotação/translação 
• 5 minutos para fazer um corte 
 
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 
Tomógrafo de terceira geração: 
• Surgiu entre 1975-1977 
• Feixe “em leque”mais largo envolvendo toda a 
circunferência do paciente 
• Apenas rotação 
• 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 
 
 
5. Tomógrafo Helicoidal: combina a rotação do portal com o movimento da mesa. O tubo de 
RX realiza um movimento espiral, contínuo em torno do paciente. 
 
 
 
Os tomógrafos helicoidais podem ter uma fileira única de detectores ou múltiplas fileiras de 
detectores. Estes últimos são denominados “multislice” – lembrando que slice (inglês) quer 
dizer fatia em português. Podem ter 4, 16,32 ou 64 fileiras de detectores - isto significa que a 
cada giro de 360 graus podemos obter 4, 16, 32 ou 64 cortes. Assim em uma mesma extensão 
um tomógrafo multislce de 64 fileiras de detectores, pode obter 64 vezes mais imagens que um 
tomógrafo de fila única de detectores. 
 
 1972 1980 1990 2000 
Tempo escaneamento(s) 300 5 1 0.5 
Dados por giro de 360 graus 58 kb 1 MB 2MB 12MB 
Matriz 80 x 80 256 x 256 512 x 512 512 x 512 
Potência do tubo (kW) 2 10 40 60 
Espessura de corte (mm) 13 2-10 1-10 0.5 -5 
 
 
 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 
 
Tomógrafo de quarta geração: 
• Surgiu em 1981 
• Feixe “em leque”, largo 
• Rotação do tubo 
• Múltiplos detectores estacionários (até 2000) circundando 
completamente o paciente 
• Tempo de rotação mais curto – até 0.5 segundos 
Em TC helicoidal um conceito importante é o de “pitch” em inglês, ou passo, em português:
 
Passo = deslocamento da mesa a cada giro de 360 graus / espessura de corte 
 
Se a mesa desloca-se 5 mm a cada rotação de 360 graus do tubo e a espessura de corte é de 5 mm 
passo é : 5/5 = 1 
 
 
 
 
 
 
Vantagens da TC helicoidal: 
� Maior velocidade de escaneamento: 
� Exames mais rápidos 
� Maior número de pacientes 
� Redução de artefatos de movimento 
� Diminue a dose de contraste EV e permite avaliar diferentes fases da passagem do 
mesmo pelas vísceras 
� Aquisição volumétrica (sem espaçamento) 
� Aumenta a capacidade de diagnosticar pequenas lesões 
� Reformação de alta qualidade 
 
 
Nos tomógrafos convencionais a aquisição de dados ocorre passo a passo, com intervalo entre os cortes (A). Nos tomógrafos helicoidais
(B) o movimento do tubo, dos detectores e da mesa é contínuo, da mesma forma que a emissão dos RX 
A 
B 
Ao lado vocês podem ver um exemplo de reformação 
multiplanar de alta qualidade em TC helicoidal. As imagens são 
obtidas sem espaçamento – aquisição volumétr
axial. Após o término do exame podemos reformar os dados 
obtidos em qualquer plano – sagital, coronal, oblíquo. Com 
isso eliminamos a necessidade do paciente mudar de posição 
e ser novamente irradiado para obtermos cortes em 
diferentes planos. Além de reduzir o tempo de exame e o 
desconforto para o paciente. 
 
PRINCIPAIS COMPONENTES DE UM TOMÓGRAFO 
Qualquer tomógrafo, independentemente de sua geração apresenta os seguintes componentes: 
A) Sistema de varredura: 
• Gantry ou portal em português 
o Tubo de RX 
o Colimador 
o Gerador 
o Detectores 
• Sistemac de aquisição de dados 
B) Sistema de omputação: 
• Sistema de processamento de imagens 
• Sistema de reconstrução de imagens 
 
O sistema é completado com a parte de alta tensão, mesa motorizada,console e estação de 
trabalho para o radiologista manipular as imagens, processadora e impressora para documentação. É 
importante lembrar que cada uma dessas partes é constituída de numerosos componentes mecânicos e 
eletrônicos. Um sistema altamente complexo cuja primeira idéia vocês terão no curso teórico, irão 
acompanhar nas aulas práticas e seguirão pela vida profissional aprendendo um pouco mais todos os 
dias. 
Esses componentes são agrupados em módulos que conhecemos como “armários”, localizados em 
uma mesma sala ou em localizações diversas, dependendo da funcionalidade. O portal atualmente 
incorporou vários destes módulos e a cada dia que passa o sistema todo se torna mais compacto, 
chegando a simplificação máxima que são os tomógrafos móveis. 
 
1) Gantry (portal): maior componente de um sistema tomográfico. 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 òleo 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 até 30 graus, o que é 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 móveis 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 é digitalizada e será transmitida ao computador que fará os cálculos 
matemáticos necessários para a formação da imagem digital; esta por sua vezserá reconvertida 
em imagem analógica que é a imagem que o humano reconhece. 
A tecnologia de anéis deslizantes (“slip rings”) - dispositivos eletro-mecânicos condutores de 
eletricidade – eliminou a necessidade de cabos de alta tensão, o que permite rotação contínua 
sem a interferência de cabos. 
A abertura é relativamente estreita – em torno de 70-85 cm. 
 
 
 
 
 
 
2) Cabeçote: é muito semelhante ao cabeçote de um sistema RX convencional, todavia devido ao 
funcionamento constante do tubo, é necessário um sistema eficiente de refrigeração –
lembrando que perto de 99% da energia gerada é transformada em calor e apenas 1% em 
fótons. Durante segundos de funcionamento o tubo gera de 1000 a 10000 vezes mais calor do 
que um sistema convencional. 
Vamos exemplificar através de uma fórmula matemática a magnitude deste efeito: 
Et = kV x mA x t 
Para um RX convencional de tórax: 80kV, 200 mA, 0,05s (10 mAs) 
 80 x 200 x 0.05 = 800 HU (“heat units” = unidades calorimétricas) 
Para uma TC de tórax: 120 kV, 200 mA, 1 s 
 120 x 200 x 1 = 24000 UH 
Importante lembrar que numa TC de tórax a cada 30 segundos (20 cortes) a ampola sofrerá o 
impacto da produção de 24000 x 20 = 500 000 HU. As ampolas são dimensionadas para 
tolerar e dissipar o calor. 
3) Gerador: de alta freqüência, localizado no interior do portal. Deve permitir kilovoltagem até 
140 para adequada penetração e uma larga faixa de seleção da miliamperagem. 
4) Detectores: são sensores de Rx que ao receberem o impacto dos fótons medem o logaritmo da 
intensidade de energia que receberam – coeficiente linear de atenuação. Devem possuir 3 
características mais importantes: 
a. Alta eficiência para minimizar a dose no paciente 
b. Estabilidade ao longo do tempo 
c. Baixa sensibildade a variações de temperatura que são muito grandes no interior do 
portal 
A eficiência dos detectores depende da (1) geometria, (2) capacidade de captura do fóton e (3) 
conversão do sinal. Trata-se de um segredo industrial que define a eficiência do equipamento. 
A eficiência geometrica está ligada à área do sensor que é sensível aos RX em relação à área 
total do sensor que será exposta ao feixe. Separadores finos intercalados entre os sensores 
para reduzir a radiação espalhada ou regiões insensíveis degradam a eficiência geométrica. 
A eficiência quântica (captura de fótons) refere-se à fração do feixe incidente no detector que 
será absorvida e contribuirá para o valor do sinal medido, pois parte da energia incidente é 
transformada em calor. 
A eficiência de conversão está ligada à precisão da conversão do sinal de RX absorvido em sinal 
elétrico. 
A eficiência total é produto dos três fatores mencionados e em geral fica entre 0.45 e 0.85 %, 
isto quer dizer que há uma perda de 15 a 55% entre os fótons disponíveis para conversão e o 
Imagens do portal fechado e aberto demonstrando a complexidade eletrônica e mecânica 
 
Abertura 
Tubo 
Detectores 
sinal elétrico obtido. Assim o sistema não é altamente eficiente e que pode haver necessidade 
de aumentar a dose para melhorara qualidade da imagem. 
Existem dois tipos básicos de sensores comercialmente disponíveis para uso médico: 
1) Sensores de Estado Sólido: consistem de um arranjo de fotodiodos e cristais de cintilação. Os 
cristais são atingidos diretamente pelo feixe de RX, produzindo energia luminosa, cujos fótons 
dirigem-se para o diodo sensível a luz. 
 
 
 
 
 
 
 
 
2) 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 câmaras é compartimentalizada 
através de lâminas de Tungstênio que coletam os íons liberados. Este tipo de detector tem 
eficência quântica menor se comparado ao de estado sólido. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Câmara de pressão 
Placas 
Amplificador Sinal 
Alta Tensão 
Janela de Entrada 
Esquemas de detectores de estado sólido 
detectores
Cristal de cintilação 
Fotodiodo 
Pinos de solda 
Placa de
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Colimação 
Necessária para reduzir a dose no paciente restringido o volume de tecido a ser irradiado e também 
para melhorar a qualidade de imagem pela diminuição da radiação secundária. Normalmente existem 
dois conjuntos de colimadores: 
• Junto ao cabeçote (pré-paciente) – controla a radiação no paciente 
• A frente dos detectores (pós-paciente) – reduz a radiação secundária,define a 
espessura de corte e também limita o campo de visão (FOV - field of view) 
 
Esquema de Detectores de Câmara de Ionizção 
Nos tomógrafos de 4ª geração os 
detectores são estacionários. 
Quem gira é o tubo de RX. Ao lado vocês 
podem ver esquema e foto do portal 
aberto. 
Foto do sistema de detectores que fica no interior do portal
 
 
 
 
Sistema Elétrico 
A tensão do tubo (kVp) é fornecida por sistemas trifásicos e de alta freqüência, garantindo que a 
produção de fótons seja constante durante todo o exame e que o feixe tenha sempre o mesmo 
espectro. O sistema de alta freqüência permite a compactação dos circuitos eletro-eletrônicos e assim o 
gerador pode ser instalado dentro do portal, economizando espaço físico. 
 
Tecnologia de anéis deslizantes (slip ring technology): 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 até 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 crítica dos sistemas de anéis deslizantes é fornecer kilowatts para energizar o tubo de RX ao 
mesmo tempo que transfere sinais digitais em alta velocidade e controla estes sinais. 
 
Ao lado um esquema do tubo de RX com os colimadores que podem estar 
antes do paciente na saída do tubo (setas azuis) e após o paciente, antes 
dos detectores (setas pretas) 
 
 
 
 
Consoles de controle: 
O console de controle é o centro operacional do sistema. Através dele se monitoriza o exame. Esta 
unidade possui um monitor de TV com um ou dois canais, dependendo do modelo. Nos modelos para 
dois canais, um deles é utilizado para o texto que é digitado no teclado e reproduzido no vídeo. O texto 
corresponde a informações sobre o paciente e parâmetros de cada exame (espessura do corte, tempo, 
incremento da mesa e número de cortes tomográficos por exame, entre outros ). No outro canal, 
observam-se diretamente as imagens, o que permite a análise das mesmas assim que elaboradas. 
 
Como o sistema utiliza RX a sala que abriga a unidade de varredura deve possuir adequada proteção 
radiológica. As unidades de controle e de processamento devem ser mantidas a 20Cº, com umidade 
relativa em torno de 50 a 60 %. 
 
“Escovas” 
Anéis deslizantes 
 
 
 
 
 
Formação de imagens em Tomografia Computadorizada: 
Ocorre em 3 fases: 
1. Escaneamento: o tubo de RX gira em torno do paciente e o feixe é atenuado de forma 
diferenciada pelas diferentes estruturas que compõem o corpo. Os detectores serão atingidos 
por uma quantidade também diferenciada de fótons, dependendo do quanto o feixe foi 
atenuado. Cada vez que são atingidos pelos fótons os detectores medem o logaritmo da 
intensidade do sinal analógico recebido – coeficiente linear de atenuação. Este valor representa 
a soma de todos os coeficientes de atenuação dos voxeis atravessados pelo raio, completando 
uma projeção. Cada voxel é atravessado pelo feixe em diferentes direções, durante a rotação 
do tubo. O coeficiente de atenuação de cada voxel está portanto representado em várias 
somas. 
2. Reconstrução: os sinais analógicos (fótons) serão lidos pelos detectores que transmitem esse 
sinal ainda analógico para um conversor digital no sistema de computação. Os sinais 
digitalizados serão utilizados para gerar uma imagem digital que a seguir é reconvertida a 
imagem analógica, a imagem que o olho humano “entende” ou decodifica. 
3. Conversão análogico-digital: os sinais analógicos gerados pela atenuação dos fótons pelo corpo 
exposto ao feixe de RX devem ser convertidos em dígitos do sistema binário (sinal digital) para 
serem lidos pelo sistema de computação. Uma nova fase de processamento é necessária para 
reconverter o “mapa” digital em imagem analógica, para que possa ser “lida” pelo olho 
humano. Os dados são convertidos através de um conversor digital-analógico (DAC), em uma 
voltagem que controla o feixe de elétrons do monitor, modulando o brilho da mancha de luz 
que aparece na tela do monitor. Cada nuance de brilho vai corresponder a um pixel que 
contém informações sobre os coeficientes de atenuação de cada vóxel do objeto examinado. 
 
Escaneamento: 
Produz uma “fatia” (slice) da região que está sendo examinada 
O que estamos medindo? 
A quantidade de RX que penetra no corpo ao longo dos diferentes ângulos de aquisição, é medida 
pelos detectores que interceptam o feixe após tê-lo atravessado 
Obtemos então uma média de coeficientes de atenuação dos tecidos atravessados pelo feixe de RX 
em cada fatia ou corte. 
Ao lado vocês tem um esquema de um 
sistema tomográfico completo com o 
portal e seus principais componentes 
(tubo de RX, gerador, detectores, sistema 
de aquisição de dados), o sistema de 
computação e geração de imagens, a 
mesa e o console do operador. Vocês vão 
ouvir muito a palavra “DAS” – “Digital 
Archiving System” – sistema de 
arquivamento digital. O “coração” 
computacional de um sistema 
tomográfico 
 
 
 
Coeficientes de atenuação: 
O coeficiente de atenuação é uma medida arbitrária criada por Hounsfield para quantificar a 
atenuação do feixe de RX após atravessar o corpo. A representação de cada tecido na Escala de 
Hounsfield (EH) varia de acôrdo 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 
 
 
 
 
 
 
O esquema ao lado mostra um exemplo da escala de Hounsfield. O valo
água. Foi selecionado arbitráriamente um intervo entre 
coeficientes de atenuação de várias estruturas como a gordura (
encefálica ( 30 a 50 ), substância branca encefálica (
gordura, comotem o valor mais baixo neste intervalo é representada com tons mais escuros e 
o sangue coagulado, com valor mais alto, é representado em tons próximos ao branco. 
uma hemorragia cerebral terá densidade elevada e vai aparecer na cor branca,dando um 
excelente contraste em relação ao cérebro que é cinza na TC.Substancia branca 
Agua 
Substancia 
Sangue coagulado 
Agua Ar 
Osso Cortical 
Gordura 
Ao lado vocês podem ver um esquema 
simplificado do escaneamento. O tubo de RX gira 
em torno de cada “fatia” do corpo e os 
detectores recolhem informações a respeito de 
quanto o feixe foi atenuado por cada estrutura 
que atravessou. 
Ao lado vocês podem ver uma TC de encéfalo 
demonstrando uma área de Acidente Vascular 
Cerebral Hemorragico (AVCH) vem topografia dos 
núcleos da base a direita em um paciente com 
hipertensão arterial severa. Note o excelente 
contraste entre o sangue coagulado que 
apresenta alto coeficinete de atenuação (CA) e o 
encéfalo que apresenta baixos CA. 
 
 
 
 
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 é 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, uma outra característica pode ser prejudicada na sua qualidade 
• Em imagenologia médica é 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 é como uma extensão do olho humano. Da mesma forma 
que utilizamos um microscópio, um telescópio, enfim, aparelhos para enxergar à 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 disquemia no encéfalo. Distinguir um projétil de arma de fogo ou uma 
calcificação no corpo humano é sempre fácil, pois sua densidade é 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. 
Ao lado vocês tem um “ teste de visão” – o que dificulta a visibilização das letras G e H é a diminuição do 
contraste entre elas e o fundo (“background”) branco. Isto não acontece com as letras A,B,C,D,E
todas mais escuras e contratantes com o fundo. A 
menor contraste que permite distinguir duas estruturas com densidades semelhantes. 
Agora note como fica mais difícil visibilizar um 
AVC isquêmico em topografia do tálamo 
esquerdo. A isquemia produz uma lesão cuja 
densidade é semelhante à substância branca 
encefálica, diminuindo muito o contraste da 
imagem. 
 
 
A sensibilidade de contraste vai depender tanto das características do método a ser utilizado, 
quanto das características intrínsecas da região a ser examinada. Por exemplo, se queremos 
visibilizar um pequeno lipoma (tumor benigno composto de gordura) na cisterna quadrigeminal do 
encéfalo, vamos utilizar a Ressonância Magnética com imagens ponderadas em T1, onde a gordura 
tem alto sinal e fica branca, contrastando com o liquor que é cinza. Na TC tanto a gordura quanto o 
liquor são pretos.... e fica difícil fazer o diagnóstico 
 
[ 
 
 
 
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 número 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. 
 
Resolução de Contraste (RC) melhora com: 
� � pixel 
� � matriz (matriz fina) 
� � mAs ( � ruído) 
� � espessura de corte 
� Tudo o que � ruído aumenta a resolução de contraste 
 
Resolução Espacial (RE): capacidade de distinguir dois pontos muito próximos entre si. 
Depende de muitos fatores relacionados tanto à obtenção das imagens como ao processo de 
reconstrução. Quanto maior o número 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 número de pixels da matriz. Quanto mais “fina” 
(maior) for a matriz, maior será o número de pixels e melhor será a resolução espacial como 
vocês podem ver abaixo: 
O objetivo da imagenologia médica é transmitir ao 
observador as mesmas nuances de contraste que existem 
entre as estruturas do corpo humano, sob forma de uma 
imagem analógica. 
Na tomografia, o pequeno lipoma (seta) tem densidade quase igual ao liquor na cisterna quadrigeminal. Na 
Ressonância Magnética ponderada em T1 o lipoma (seta) contrasta melhor com o encéfalo pois se torna branco. 
Para esse caso específico a RM é mais sensível do que a TC. 
A escolha da RM depende portanto das características do método, mas a
operador. 
A TC neste caso, tem menor sensibilidade de contraste em relação à RM. Assim, tecidos com alto contraste como o 
osso serão bem visibilizados, o que não acontece com a gordura que tem baixa densid
contraste em relação ao líquor. 
 
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 
� Número de projeções 
� � nº projeções � RE 
 
 
 
 
 
 
Com relação ao desempenho do tomógrafo, os seguintes fatores devem ser considerados: 
1. Quanto menor a dimensão dos detectores, maior será a RE 
2. Filtros de alta freqüência aumentam a RE 
3. Quanto menor o ponto focal, maior será a RE 
 
 
Ponto focal: 
� Região do anodo por onde os RX são emanados 
� Tem formato quadrado no cátodo e retangular no anodo, pelo fato deste ser angulado 
� As dimensões do ponto focal são críticas 
� Pode limitar a resolução espacial dependendo da relação entre a fonte de RX,detectores e o 
corpo do paciente (deformação geométrica = geometric unsharpness ou penumbra). O foco 
grosso aumenta o efeito de penumbra. 
� Foco fino aumenta a resolução espacial, mas não tolera tempo curto e alta miliaperagem 
 
Deformação geométrica 
� Na radiologia convencional a deformação geométrica ou penumbra, é dependente da 
distância entre o filme e o paciente. Quanto mais longe o paciente em relação ao 
filme , maior é a deformação geométrica. O foco de pequenas dimensões permite 
magnificação geométrica com muito menos distorção. 
Quanto maior o número de projeções 
realizadas no processo de escaneamento, 
maior é a resolução espacial, conforme 
podemos ver no exemplo ao lado 
� Quanto mais próximo do ponto focal está o objeto, maior é o “borramento” pelo 
efeito da ampliação 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
O Ponto Focal é crucial na determinação 
da qualidade de imagem em TC. A medida 
que o PF diminue, melhora a Resolução 
Espacial e o detalhe das imagens, 
consequentemente permitindo 
magnificação (projeção geométrica) semo efeito devastador da penumbra. O PF 
ideal deve ter diâmetro próximo do zero. 
Dependendo do “design” do tubo de RX, o 
PF pode ser tão pequeno quanto 1mm ou 
menos de diâmetro. Técnicamente o PF é 
o verdadeiro alvo onde os elétrons 
transferem sua energia gerando os Raios 
X 
 
F = dimensão do ponto focal 
Magnificação Geométrica (m) = FDD/FOD 
Penumbra (Ug) = F (m-1) 
 
 
 
 
Ponto focal 
Ponto Focal 
Ponto Focal 
Obj. Obj. Obj. 
Penumbra Penumbra 
F = dimensão do ponto focal 
Magnificação Geométrica (m) = 
FDD/FOD 
Penumbra (Ug) = F (m
 
 
 
O PF define a resolução possível de um tomógrafo. A resolução corresponde à metade do PF. Se o PF é 
de 1mm, a resolução será de 0.5 mm 
Podemos checar a resolução espacial de um tomógrafo medindo,através de testes com “phantoms”, o 
espaçamento entre linhas, como vocês podem ver no exemplo abaixo: 
 
 
 
PROCESSAMENTO DE IMAGENS 
A unidade de processamento é um computador, centro de todo o sistema. Recolhe os dados brutos de 
cada tomograma através dos detectores. Os dados são inicialmente armazenados no formato digital. 
Imagens médicas apesar de processadas digitalmente tem que ser exibidas em formato analógico. 
 
Quanto menor o número de linhas por 
centímetro, melhor será a RE do 
tomógrafo 
Quanto menor o ângulo do anodo,menor 
é o PF efetivo 
 
 
 
Imagens analógicas incluem fotos,pinturas e imagens médicas gravadas em filmes ou exibidas em 
monitores de computador, por exemplo. Neste tipo de imagem cada ponto corresponde a um 
determinado nível de brilho (ou densidade do filme) e cores. Trata-se de uma imagem contínua e não 
composta de partes (pixels). 
 
Imagens digitais são gravadas como vários números. A imagem é dividida em uma matriz de pequenos 
elementos pictóricos (pixels). Cada pixel é representado por um valor numérico. Na reconversão para 
imagem analógica esse valor vai corresponder a uma determinada nuance na escala de cinzas. 
 
 
 
 
 
A principal vantagem das imagens digitais é que podem ser processadas de várias maneiras por sistemas 
de computação. 
Para serem captadas pelo olho humano as imagens devem ser analógicas. Todos os métodos de imagem 
que produzem imagens digitais devem convertê-las para imagens analógicas. Não podemos “ver” 
imagens digitais, pois trata-se de uma matriz matemática de números.... 
Uma imagem digital é uma matriz de pixels. Cada pixel é representado por um valor numérico. O valor 
do pixel está relacionado ao brilho (ou cor) que vamos enxergar quando a imagem digital for convertida 
em imagem analógica para visualização. Quando visibilizamos uma imagem na tela do computador, por 
A imagem analógica é contínua (A). A imagem digital (B) é constutuída de múltiplos “quadrados” ou “retângulos”, que são os pi
A B 
exemplo, a relação entre o valor numérico atribuído ao pixel e o brilho exibido, é determinada por 
ajustes de ”janela” como iremos discutir depois. 
Uma imagem digital é representada no sistema de computação por números em forma de dígitos 
binários denominados “bits” (binary digits). 
 
 
Acima você pode ver a estrutura de uma imagem digital. Primeiro ela é dividida em uma matriz de 
pixels. Depois cada pixel será representado por uma série de bits. Vamos em seguida discutir os 
aspectos que afetam o número de pixels em uma imagem e o número de bits por pixel (profundidade da 
imagem) 
Sistemas numéricos: o sistema numérico humano baseia-se em dez dígitos (temos 10 dedos nas 
mãos...). Acima de dez, cada dígito ocupa uma “casa” – dezena, centena, milhar, etc.... O valor final é a 
soma dos valores individuais em cada “casa” 
 
Sistema numérico de computadores: representados por um espaço “cheio”e um espaço em branco - 
dígitos binários (binary digits = bits). Par o computador só existem dois estados: on (passa corrente) / off (não 
passa corrente) 
 
 
O esquema ao lado mostra que podemos escrever 10 diferentes dígitos. O 
computador diferentemente de nós, codifica..... Faz uma combinação de 
códigos para representar cada número – “bolinha cheia”/ “bolinha vazia”
No caso ao lado, só há 2 possibilidades – bola preta (off) / bola branca (on) 
No computador há uma limitação - com quatro bits podemos codificar
16 valores 
O número de combinações possíveis é dado pela fórmula: 
 
N = - onde N é o número de projeções possíveis e n o número de bits
 
Para imagens médicas 16 valores são insuficientes, pois quanto maior o número de valores que 
pudermos codificar, maior será a gama de cinzas – as sutis diferenças entre o preto e o branco – e assim 
precisamos de mais bits para representar ou codificar cada pixel. 
 
 
 
 
 
 
Profundidade da imagem: Número de bits que representa cada pixel na imagem 
 
 
 
A imagem ao lado foi reconstruída com 1 bit por pixel - = 2 
Só é possível representar preto e branco.... 
Em termos de contraste para imagens médicas este valor é insuficiente 
Esta imagem é uma fatia do encéfalo realizada em um tomógrafo de 
primeira geração com 8 níveis de cinza - = 8 . Este é um sistema 
tão antigo, que nem se usa mais.... 
Veja agora uma imagem produzida em um tomógrafo de terceira geração 
com 256 níveis de cinza 
 = 256 
A larga escala de cinza nos permite por exemplo, diferenciar entre as 
substâncias branca e cinzenta do encéfalo que tem densidades muito 
próximas 
Com 8 bits por pixel teremos 28 = 256 níveis de 
cinza o que é o mínimo para imagens médicas
Bits por pixel 
 
 
 
 
 O detalhe anatômico depende das dimensões dos pixeis. 
Pixeis largos induzem borramento na imagem pois o detalhe anatômico será representado por um 
numero menor de pixeis: 
 
 
Com um bit por pixel obtemos 2 valores (2¹) na 
escala de cinzas 
Com 4 bits teremos 16 va
Com 8 bits teremos 256 valores ( 2 
Níveis de cinza 
 
 
 
 
 
 
RECONSTRUÇÃO DE IMAGENS EM TC 
 
Cada porção do feixe de RX (“ cada raio”) atinge um determinado ponto no corpo do paciente e vai 
“imprimir” um detector. Este “raio” vai ser atenuado ao atravessar o corpo e fornecerá dados à 
memória do computador. Um conjunto de “raios” forma uma vista. Cada volta completa do tubo em 
torno do paciente projeta múltiplas vistas. Cada vista produz um perfil ou linha de dados. Cada corte, 
com suas múltiplas vistas produz um conjunto de dados que contém informação suficiente para 
reconstruir uma imagem. Este processo é diferente nos tomógrafos helicoidais 
 
Aumentando a matriz sem 
modificar o FOV, reduz o pixel 
e aumenta o detalhe
Detalhe é função da relação entre 
matriz e pixel
Matriz quadrada é preferível 
isotrópico 
Matriz pode ser retangular 
 
 
 
 
O processo de escaneamento define uma fatia do corpo. Cada fatia é subdividida em uma matriz de 
vóxels (típicamente 512 x 512). No processo de reconstrução cada fatia será representada por uma 
matriz com o mesmo número de pixels (elementos pictóricos ou elementos de imagem) onde o brilho 
ou escala de cinza de cada pixel é a representação do coeficiente de atenuação associado a cada vóxel. 
 
 
 
 
 
 
� Cada fatia corresponde a uma matriz constituída de voxels até um maximo de 1024 x 1024 
(típicamente 512 x 512) 
� Cada vóxel é atravessado por inúmeros fótons de RX 
� A intensidade de absorção de fótons é lida como coeficiente de atenuação linear – logaritmo da 
inten
sidad
e de 
sinal 
rece
bida 
� Cada 
imag
em – 
cada 
fatia 
– 
será 
reco
nstru
Tubo 
Monitor 
Colimador 
Detector 
conversor 
colimador 
ída digitalmente em uma matriz de pixels. A cada pixel será atribuído um valor de coeficiente 
de atenuação correspondendo ao valor do vóxel associado. 
� Essa matriz forma a aimagem digital – matriz numérica e será reconvertida a imagem analógica 
que é a que vermos no “Display”(monitor). Nesse processo o coeficiente de atenuação linear 
será convertido em brilho na imagem final. Por exemplo,um valor arbitrário,digamos 255 pode 
corresponderao preto e um valor 1 ao branco... 
� Como convenção,para não ficar diferente da radiologia convencional, quando a absorção de 
fótons é muito intensa (alto coeficiente de atenuação) – osso, por exemplo – a estrutura vai 
aparecer branca. Por outro lado, quando a absorção de fótons é mínima, como no ar dos 
pulmões, a estrutura aparece preta. 
 
 
 
 
PROJEÇÃO RETRÓGRADA: 
 
 
 
 
A imagem digital consiste de uma matriz de pixels
A reconstrução dos dados se faz através de
algoritmos, entre eles a “filtração retrógrada” 
A filtração é o algoritmo de processamento digital 
utilizado 
O termo “retrógrada” tem a ver com a reconstrução 
da imagem 
 
Os dados obtidos produzem não uma 
imagem,mas um “mapa” de coeficientes 
de atenuação 
Este “mapa” é projetado como “listras”
 
 
 
 
 
 
 
 
 
PROJEÇÃO RETRÓGRADA FILTRADA 
 
O tubo girou 90 graus obtendo uma segunda 
vista 
Esta nova vista com suas “listras” será 
projetada sobre a primeira
São necessárias centenas de vistas para obter 
uma imagem de alta qualidade
 
Projeção Retrógrada: 
Cada vista vai deixando uma “mancha” na imagem 
reconstruída produzindo “borramento”
� As projeções precisam ser filtradas para eliminar o 
“borramento” 
� Diferentes filtros podem ser aplicados
� Alta resolução 
� “Afinamento” (smoothing
moles 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
ALGUNS CONCEITOS BÁSICOS: 
 
Field of View (FOV) = Campo de visão: corresponde ao campo onde a estrutura a ser 
examinada vai estar contida. Por exemplo,para a cabeça precisamos de um campo de visão 
menor que para o tórax. O campo de visão deve ser um pouco maior que a estrutura a ser 
examinada, a não ser que nosso objetivo seja estudar apenas uma parte da estrutura. Se 
quisermos estudar a sela túrcica, poderemos reduzir o campo de 20 cm utilizado habitualmente 
para o encéfalo, para 16cm, por exemplo. 
Se a anatomia é maior que o FOV, pode ocorrer o artefato de truncação nas margens - a 
periferia do objeto não é lida corretamente e aparece branca. 
 
Vóxel (unidade elementar de volume): o computador só pode ler informações de dígitos 
binários porisso o escaneamento produz uma matriz de vóxels para cada fatia. O computador 
não pode “fotografar” um pulmão. Tem que construir uma grade constituída de cubos que se 
chama matriz de vóxels para representá-lo. Cada vóxel tem uma altura, um determinado 
comprimento e uma largura que corresponde à espessura de corte que selecionamos no 
protocolo. Nessa grande grade,cada cubo estará associado a um valor de coeficientes de 
atenuação, correspondendo aos tecidos do corpo que ele representa. 
 
 
 
 
As dimensões do vóxel são calculadas pela fórmula: 
FOV / Matriz x Espessura de corte 
Por exemplo, em um exame de crânio temos FOV = 20 cm , matriz de 320 x 320mm e 
espessura de corte de 5 mm 
200mm / 320mm x 2 = 1.25 mm³ 
Então neste caso termo um vóxel de 1.25 mm³ 
 
 
O vóxel ideal é cúbico – com as mesmas medidas em suas 3 dimensões, dito vóxel isotrópico. 
Propicia maior detalhe na imagem. É fundamental para imagens de alta resolução como por 
exemplo ouvido, ou quando queremos realizar reformações multiplanares ou 3D. No caso 
acima teríamos voxel isotrópico se a espessura de corte fosse 1.25 
 
Pixel (unidade pictórica elementar): representação bidimensional do vóxel – o pixel não tem a 
terceira dimensão (espessura do corte). A dimensão do pixel é calculada dividindo o valor do 
FOV pela MATRIZ. 
Como exemplo: com MATRIZ de 512 e FOV de 35 obteremos pixel de 0.7 mm 
 
 
 
Sinal analógico: Valor físico que varia continuamente no tempo e/ou no espaço 
� O fenômeno físico que estimula os sentidos humanos pode ser medido por sensores, que 
transformam a variável física que é capturada numa outra variável física medida, geralmente 
uma tensão ou uma corrente elétrica (sinal) 
� Se o sinal for contínuo, diz-se que é análogo à variável física medida, isto é, diz-se que é um 
sinal analógico. 
� O sinal analógico é produzido por um microfone: 
� detecta a variação da pressão do ar e transforma numa medida. 
� a medida toma a forma de uma corrente elétrica ou de tensão elétrica 
 
Pixel = FOV /MATRIZ 
 
 
Sinal digital: Sequência de valores codificados em formato binário, dependentes do tempo ou 
do espaço, resultante da transformação de um sinal analógico 
 
 
 
Codificação: 
� Associação de um grupo de dígitos binários - código - a cada um dos valores quantificados. 
� Associar um código binário a cada um dos níveis de quantização 
� 4 níveis de quantização: 
� binário 00 ao nível N1 
� binário 01 ao nível N2 
� binário 10 ao nível N3 
� binário 11 ao nível N4 
� O sinal codificado resultante corresponde ao sinal digital e obtém-se juntando todos os códigos 
pela ordem de ocorrência das amostras quantificadas: 1111100011101111110101. 
 
 
Processamento digital: 
� Grande variedade de algoritmos de processamento dos dados 
� Universalidade da representação (multimídia) 
� > maior discriminação (detectores ) 
� � do ruído - 1/10 do da radiografia 
� Aumenta o sinal 
� Livre de erros 
� A imagem nunca é IDÊNTICA ao original 
 
PARÂMETROS QUE PODEMOS MODIFICAR: 
Kv, mAs,tempo, espessura de corte, FOV, matriz, pitch (helicoidal), filtro (osso,partes moles), modo 
de aquisição (seqüencial ou helicoidal) 
 
VISIBILIZAÇÃO DAS IMAGENS: 
 
O olho humano não pode distinguir os 4000 valores da escala de cinza. Uma única foto não é capaz 
de fornecer todas as informações necessárias. O computador disponibiliza o recurso de Janela e 
Centro – variações do nível de brilho e contraste – possibilitando a visibilização otimizada para cada 
tecido do corpo. 
 
 
 
 
 
 
 
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 
Coeficientes de Atenuação Escala deCinza 
 
JANELA 
CENTRO 
TECIDOS 
AGUA 
TEC. MOLES 
GORDURA 
AR 
OSSO 
 
� Janela “aberta” – mostra a maioria das estruturas 
� 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 visibilizar tecidos densos 
� Nível baixo: para visibilizar tecidos de baixa densidade 
 
 
 
 
 
 
 
Aqui a JANELA 1000 me dá variações de 500 UH 
acima e abaixo do CENTRO -700 
Aqui a JANELA 500 me dá variações de 250 UH acima 
e abaixo do CENTRO 50 
 
 
 
DOSE EM TC: 
Conceitos básicos: 
Dose absorvida (D): O efeito deletério das radiações está relacionado a quantidade de energia (em 
Joules) transferida ao tecido por unidade de massa (kg). A razão entre a energia E (Joules) depositada 
em uma massa m (kg) de tecido é denominada Dose Absorvida, simbolizada por D. Expressa a energia 
média depositada em um determinado órgão. Tem no Sistema Internacional de Pesos e Medidas a 
dimensão Joules/Kg, que corresponde ao Gray. 
 D = E / m 
 1 Gy = 1 J/Kg 
A unidade antiga era o RAD (Radiation Absorbed Dose) 
 100 Rad = 1 Gy 
Equivalente de dose (H): diferentes tipos de radiação produzem efeitos biológicos diversos. O conceito 
de Equivalência de dose considera a média de dose depositada em um determinado órgão multiplicada 
por um fator de peso relativo ao tipo de energia incidente. É expressa em Sieverts (Sv). 
 H = D.Q 
 1Sv = 1 J/Kg 
Q é o fator de ponderação (peso) ou fator de qualidade de cada tipo de radiação. P ara os RX, raios X, 
raios γ e elétrons, o Q= 1 
Para RX: D=H 
Dose Efetiva (H): também denominada Dose Equivalente de Corpo Inteiro, é média ponderada das 
doses equivalentes de todos os tecidos e órgãos. 
 H = ∑ T. wT . HT 
Onde W é o fator de peso de cada órgão e H a dose efetiva. Os valores de W dependem da sensibilidade 
do órgão. 
 
 
 
As dosesaos tecidos na tomografia computadorizada, entre 10 e 100 mSievert estão no limite 
conhecido para o aumento de probabilidade de câncer e, portanto, precisam ser minimizadas. 
Na Terra, a radiação que nos atinge normalmente é de 360 milirem/ano (3,6 mili sievert/ano). No 
sistema internacional de medidas, a dose é medida em gray (Gy) e 100 rad=1 Gy. O limite de dose 
equivalente para a população em geral é de 0,1 rem/ano (1 mSv/ano). O limite para trabalhadores 
ocupacionalmente expostos é de 2 rem/ano (20 mSv/ano). 
JANELA e CENTRO para tecidos moles em A 
tumor meníngeo. Em B, com janela e centro para tecido 
ósseo, podemos visibilizar erosão da calota craniana
A B 
 
Em qualquer aquisição de TC, para um potencial de tubo e espessura de corte constantes, a dose de 
radiação no paciente varia proporcionalmente com a carga transportável (mAs) selecionada pelo 
operador. A escolha do mAs também determina a quantidade de ruído na imagem e o aquecimento no 
tubo de raios X.
 
 
A Portaria 453/98 do Ministério da Saúde apresenta níveis de referência para TC em paciente adulto 
típico apenas nos exames de crânio, coluna lombar e abdome. Os valores de MSAD (medida 
comparativa da dose média em múltiplos cortes) para crânio e abdome, são de, respectivamente, 50 e 
25 mGy. Já o guia europeu
 
apresenta níveis de referência para muitos exames, e os valores para crânio, 
abdome e tórax são de 60, 35 e 30 mGy, respectivamente. Através das medidas realizadas conclui-se 
que os exames de rotina podem ser realizados com valores abaixo dos apresentados. Tanto na Portaria 
453/98 quanto no guia europeu não são referenciados valores de MSAD para pacientes pediátricos, mas 
através da redução nas técnicas propostas, estes podem ser mantidos muito abaixo em relação aos 
níveis considerados para adultos. Um nível de ruído levemente maior não impede que o diagnóstico seja 
feito, mantendo-se, assim, a dose de radiação tão baixa quanto razoavelmente exeqüível (princípio 
ALARA) e desgastando menos o tubo de raios X. 
 
 
 
Referencias: 
 
http://www.sprawls.org 
http://www.medcyclopaedia.com 
http://www.impactscan.org 
http://w3.palmer.edu/russell.wilson/LC232_X-
ray_%20Principles_%20and_%20Physics%20_Lab/PowerPoint/new_page_1.htm 
 
 John R. Haaga MD, CT and MRI of the Whole Body. 5ª Edição. 2009 . Ed. Mosby/Elsevier