Trab Tomografia Axial Computorizada 09 10

Física Médica 2009 - 2010 1

Tomografia Axial Computorizada

____________________________________________

Departamento de Física da Universidade de Aveiro

Gabriel Picado (34342) ; Pedro Pinto (34255)

Resumo

No estudo da tomografia axial computorizada abordaram-se a história, o princípio físico e a evolução das várias

gerações de tomografia computorizada. Explica-se o princípio de funcionamento, a aquisição de imagem,

principais componentes e suas características do tomógrafo computorizado de rotação helicoidal, são enunciadas

algumas aplicações médicas e mais especificamente uma investigação sobre tuberculose pleural utilizando a

tomografia computorizada.

Palavras Chave:, Raios X, Hounsfield, Gantry

1. Introdução

A tomografia é uma palavra que deriva do grego:

tomos (secção) + grafia. É uma técnica que permite a

visualização de um objecto numa secção transversal.

A técnica da Tomografia Axial Computadorizada

(TAC) tem desempenhado um papel preponderante na

medicina, concretamente no conhecimento do corpo

humano. Sendo esta técnica precursora no estudo e

análise de imagens do corpo humano sem sobreposição

das estruturas anatómicas distintas, ou seja, a projecção

de toda a informação numa imagem plana

bidimensional, divergente das vistas em fluoroscopia de

raios X. As imagens de TAC possuem alto contraste

comparado a radiografia convencional.

A Tomografia Axial Computadorizada engloba

diversos tipos de tomografias, cada uma diferente

consoante princípio físico em que se fundamenta,

nomeadamente a tomografia de raios X, é um exemplo,

a qual se baseia na atenuação sofrida por um feixe de

raios X ao atravessar um objecto. Posteriormente são

apresentados outros tipos de tomografias [1].

Tomografia computadorizada de emissão única

de fotões (SPECT - Single Photon Emission

Computerized Tomography);

Tomografia de emissão de positrão (PET -

Positron Emission Tomography);

Tomografia de ultra-sons;

Tomografia de protões.

Física Médica


2. Princípios Físicos dos Raios X

Em 1895, Wilhelm Conrad Röntgen ao realizar

experiências com aceleração de electrões descobriu os

raios X, como sendo um tipo de radiação capaz de

penetrar opticamente objectos opacos, os quais

denominou raios X, por se tratar de uma radiação

desconhecida. Com a descoberta desse novo tipo de

radiação com alto poder de penetração foi-lhe atribuído

o primeiro prémio Nobel de física em 1901.

Posteriormente Gabriel Frank, em 1940, descreve o

princípio da tomografia computorizada. O princípio

físico da tomografia computorizada baseia-se nos

mesmos princípios da radiografia convencional. A

atenuação sofrida por um feixe de raios-X em tecidos

biológicos ocorre devido a diversas interacções do feixe

com a matéria: o efeito fotoeléctrico, o efeito de

Compton e a criação de pares [2]. A fracção de energia perdida por um feixe, quando

ultrapassa um determinado material, é proporcional à

sua espessura dx:

𝑑𝐼

𝐼= −𝜇𝑑𝑥 (1)

Tendo em conta que os tecidos de um corpo têm

composição diferente, logo a radiação X é absorvida de

forma diferente. Os tecidos mais densos, absorvem mais

radiação X que os tecidos menos densos. Sendo o feixe

mono energético a transmissão de raio X que atravessa o

material é:

𝐼 = 𝐼0 𝑒− 𝜇𝑥 (2)

Na equação 2 considera-se que estamos perante um

meio homogéneo, onde, µ é o coeficiente de atenuação

do material, x a sua espessura, I0 a intensidade inicial do

feixe e I a intensidade do feixe após ter atravessado o

material. É através desta expressão que se obtêm as

imagens de raios-X, uma vez que uma radiografia é a

projecção dos fotões que atravessam o indivíduo e que

são medidos por um detector.

Os tecidos são distinguidos consoante o seu

coeficiente de atenuação, este depende, das interacções

sofridas através dos efeitos fotoeléctrico e de Compton.

Quando um feixe é interceptado por duas regiões

diferentes com coeficientes de atenuação μ1 e μ2 e

espessuras x1 e x2, a transmissão de raio X é dada pela

expressão seguinte:

𝐼 = 𝐼0 𝑒− 𝜇1𝑥1+𝜇2𝑥2 (3)

No caso em que o feixe é interceptado por mais de

duas regiões diferentes, a transmissão de raio X é dada

por:

𝐼 = 𝐼0 𝑒−𝛴𝑖=1

𝑛 𝜇 𝑖𝑥𝑖 (4)

Através da tomografia computorizada tem-se a

informação da quantidade de radiação absorvida por um

dado material analisado, sendo traduzido assim as

variações numa escala de cinzentos, possibilitando a

obtenção de uma imagem. Cada pixel da imagem

corresponde à média de absorção dos tecidos, que é

expressa em unidades de Hounsfield. Através de uma

única medição de transmissão não se pode determinar a

separação dos coeficientes de atenuação, pois existem

múltiplos coeficientes, μi, para uma mesma região.

Torna-se necessário efectuar múltiplas medições de

transmissões no mesmo plano mas com diferentes

orientações da fonte de raio X e do detector permitindo

assim a separação dos coeficientes de atenuação e

atribuindo a cada um deles um diferente nível de

cinzentos, o que forma uma escala de cinzentos, Figura

1 [3].

3. Produção dos Raios X

Os raios X são um tipo de radiação electromagnética

que possui um comportamento ondulatório, com

variação sinusoidal dos campos: eléctrico e magnético.

Esta radiação possui comprimento de onda no intervalo

de 10-9

m até 10-12

m.

Num diagnóstico médico os raios X são produzidos

pela colisão de electrões, os quais possuem uma elevada

energia cinética, com um material-alvo numa ampola de

raios X. Estes electrões são emitidos a partir de um

filamento aquecido até este ficar incandescente. No caso

de temperaturas elevadas esses electrões adquirem uma

energia cinética, fazendo com que a probabilidade de

abandonarem a superfície do filamento seja

consideravelmente significativa.

Posteriormente, através da aplicação de uma

diferença de potencial, os electrões são acelerados e

colidem com o material-alvo. A unidade de energia no

sistema internacional é o Joule, mas nos raios X é

frequente usar a unidade electrão-volt (eV), o qual

corresponde à energia cinética adquirida por um electrão

quando sujeito a uma diferença de potencial de 1V.

Em sistemas imagiológicos, para a aceleração de

electrões utiliza-se uma diferença de potencial aplicada

na ampola de raios X que varia entre 20kV e 150kV.

Tendo em conta que os electrões perdem quase toda

a sua energia (aproximadamente 99%), em colisões com

os átomos do material-alvo, resultando assim num

aquecimento substancial deste material-alvo. A restante

energia dos electrões (aproximadamente 1%)

transforma-se em raios X.

Os electrões ao serem acelerados (∆𝐸 ) incidem no

material-alvo, existindo assim uma variação na sua

velocidade, respectivamente uma desaceleração, o que

origina a produção de raios X, ou seja, a radiação de

Bremsstrahlung (ou radiação de travagem). Por sua vez

esta radiação tem intensidade proporcional ao número

atómico do material alvo (Z2).


Dado que a intensidade aumenta proporcionalmente

com o aumento do número atómico do material alvo,

deve-se utilizar num sistema TAC um material alvo de

Z elevado.

Os raios X produzidos são caracterizados por um

determinado intervalo de energias, a sua distribuição de

energias ou seja do espectro de raios X, tendo uma

distribuição contínua. Os raios X gerados podem

apresentar uma baixa energia, no entanto, o electrão

ainda tem uma energia cinética significativa,

permitindo-o interactuar com outros átomos do material

alvo [4].

3.1 As unidades de Hounsfield

Para um determinado elemento de volume é atribuído

um valor numérico, ou seja, um valor de atenuação, que

corresponde a quantidade média de absorção de radiação

do tecido, representado no pixel.

Utiliza-se a água como referência pois tem um

coeficiente de atenuação parecido aos tecidos moles. A

tabela (1) mostra a densidade de alguns tecidos.

Tecido Densidade (g/cm3)

Ar 0,01

Pulmão 0,25

Gordura 0,92

Água 1,00

Músculo 1,60

Osso 1,80

Tabela 1: Densidade de diferentes tecidos.

Através dos coeficientes de atenuação linear

podemos caracterizar directamente os diversos órgãos

do corpo humano, ou indirectamente pelos valores de

TAC, em unidade Hounsfield, obtidos através dos

coeficientes de atenuação linear µ(x,y),

Para um tecido genérico T, com coeficiente de

atenuação µT, o valor da TAC é definido por:

𝑉𝑎𝑙𝑜𝑟 𝑇𝐴𝐶 =𝜇𝑇 − 𝜇á𝑔𝑢𝑎

𝜇á𝑔𝑢𝑎 × 1000 𝑈𝐻

Os valores de TAC ou valores de Hounsfield,

definem-se como -1000 para o ar e 0 para a água.

Os valores dos coeficientes de atenuação linear

dependem da energia do feixe de raios X, porém os

valores de TAC são quase independentes da energia do

feixe de raios X. Temos como exemplo, os valores

negativos de TAC apresentados por tecidos pulmonares

e gordura, pois têm baixa densidade. Por sua vez os

restantes órgãos do corpo humano, como por exemplo

os músculos e a maioria dos órgãos moles, apresentam

valores TAC positivos. (Figura 1)

Usualmente os sistemas de aquisição da TAC

trabalham no intervalo de -1024 UH até +3071 UH,

tendo disponíveis 4096 valores distintos, sendo

necessários 12 bits por pixel, para representar toda a

gama de valores relevantes [4].

Figura 1: Escala de cinzentos de Hounsfield.[5]

3.2 Elementos da Imagem

Uma matriz de imagem é composta por blocos

individuais denominados de Voxels, cuja face é um

quadrado e denominada de pixel. (Figura 2)

Aos pixéis são atribuídas coordenadas espaciais

nos três planos do espaço e valores na escala de

cinzentos de Hounsfield, consoante a atenuação

sofrida pelos raios X na passagem pela secção do

corpo.

Figura 2: Matriz de imagem da tomografia computorizada [1].


A menor unidade de dimensão ou de imagem do

tomograma computadorizado é o ponto fotográfico,

pixel. Este não tem uma dimensão ou comprimento

definido visto que 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.

A imagem tomográfica, é um conjunto de números

que são transformados em tons de cinza, informando

a densidade de cada ponto dos órgãos do corpo

humano. Visto que as diferentes partes anatómicas

possuem densidades distintas, dependendo das

células que a compõem, as informações das

densidades formam imagens que, na tela, desenham

as várias anatomias.

O tomógrafo mede a atenuação de radiação que o

corpo humano provoca quando atravessado por um

feixe de raios X, o que permite determinar o valor de

densidade de cada ponto no interior do corpo

humano, como a atenuação é realizada por todo o

corpo, torna-se necessário que se realize várias

exposições em diferentes ângulos. Obtendo-se assim

uma grande quantidade de dados, permitindo que

computador defina ponto a ponto da imagem e qual

seu valor de atenuação, ou de densidade.

Transformando esses valores em vários níveis de

cinzas, cria-se uma imagem visual da secção

transversal da área percorrida, que são registados no

computador e através do processamento

computacional, reconstrói-se a imagem tomográfica.

Atendendo ao facto de que as estruturas internas

de um corpo têm capacidades de absorção diferentes,

podem assim, ser identificadas numa imagem

tomográfica. Os valores de atenuação de um objecto

percorrido, é colocado na forma de uma matriz, sendo

que o tamanho da mesma, influencia a qualidade da

resolução da imagem. As matrizes maiores contêm

mais pontos e pixéis de menor área, o que

proporciona a obtenção de mais detalhes e numa

melhor resolução [1;6].

4. Gerações da tomografia computorizada

O desenvolvimento dos tomógrafos, ou seja, os

scanners de Tomografia Axial Computorizada,

começou com as experiências de Hounsfield no início

dos anos 70, que corresponde à primeira geração da

TAC, onde se utiliza um feixe muito fino que se

move com movimentos de translação e rotação. A

principal desvantagem deste sistema é o tempo

necessário para obter cada imagem, o que o faz muito

dependente do movimento do sujeito. Para minimizar

este problema, surgiram feixes divergentes que,

embora tivessem o mesmo tipo de movimento,

tornam a obtenção da imagem bastante mais rápida

(até cerca de 20%)[4].

4.1 Sistema de Rotação-Translação de Detector

Simples (1ª Geração)

A primeira geração tem como base, um sistema

de rotação-translação com um único sensor, isto é,

um feixe de raio X estreito varre o corpo em meia

volta (180°) com um passo de 1°, a intensidade

do feixe que atravessa o corpo é medida por um

único sensor, após cada incremento angular uma

translação é efectuada. (Figura 3)

Após cada incremento angular, uma translação

linear é realizada enquanto o raio atravessa o corpo,

ou seja, o feixe efectuava múltiplas varreduras

lineares sobre o objecto (160 varreduras) e só depois

girava 1 grau até completar meia volta. O tempo de

varrimento para cada corte nesta geração é de alguns

minutos [1].

Figura 3: Primeira geração da tomografia computorizada [1].

4.2 Sistema de Rotação-Translação de

Múltiplos Detectores (2ª Geração)

O aperfeiçoamento da primeira geração deu

origem a segunda geração que consiste num sistema

de rotação-translação com múltiplos detectores. (Figura 4)

O primeiro scanner comercial, de segunda

geração, difere muito pouco do sistema de aquisição

de Hounsfield. Para aumentar a velocidade, foram

acrescentados detectores, o que implicou passar de

um feixe tipo lápis para um feixe cónico com o

objectivo de reduzir o tempo de aquisição para 20

segundos.

Ambos os métodos de aquisição funcionavam de

acordo com os princípios de translação – rotação, no

qual o feixe de radiação percorria o objecto num

movimento linear de translação e repetia este

procedimento após um pequeno incremento da

rotação. (Figura 4)

A 2ªgeração teve como alteração a colocação de

uma linha de 20 a 40 detectores colocados

opostamente à fonte de raios X, , melhorando assim

o número de incrementos angulares de 1° para 10°

necessários para varrer o corpo, o que trouxe uma


redução de tempo. O tempo de varrimento para cada

corte nesta geração é de 6 a 20 segundos [1].

Figura 4: Segunda geração da tomografia computorizada [1].

4.3 Sistema de rotação com detectores móveis

(3ª Geração)

O aperfeiçoamento dos tomógrafos de 2ªgeração,

levaram ao aparecimento da 3ª geração de aparelhos.

(Figura 5)

Nos quais, o feixe de raios X emitido possui uma

ampla abertura e a fonte emissora, tem uma linha de

200 a 1000 detectores dispostos em ângulo,

recebendo a radiação que atravessa o corpo do

paciente, eliminou-se assim a varredura linear. Os

tempos de processamento destes aparelhos localizam-

se numa faixa entre 1 e 4 segundos por corte.

Actualmente, são os mais utilizados mesmo em

aparelhos modernos, devido a sua relação

custo/benefício [1].

Figura 5:Terceira geração da tomografia computorizada [1].

4.4 Sistema de rotação com detectores fixos (4ª

Geração)

A quarta geração consiste num sistema de

rotação com sensores fixos, isto é, um conjunto

de 800 a 4000 sensores distribuídos ao longo dos

360°, onde a fonte de raio X gira em torno deles.

O tempo de varredura para cada corte nesta

geração varia entre 1 e 3 segundos. Um exame

completo de tórax ou abdômen pode não atingir 1

minuto. O alto custo fez com que poucas unidades

desse equipamento fossem comercializadas [1].

Figura 6: Quarta geração da tomografia computorizada [1].

4.5 Tomografia computorizada por feixe de

electrões.

Este modelo de tomógrafo, desenvolveu-se com

vista a reduzir ainda mais o tempo de aquisição, pois

dessa forma conseguimos obter boas imagens em

órgãos que se movem (como por exemplo o

coração,). Criou-se o tomógrafo por feixe de

electrões, considerado 5ª geração. Este modelo de

tomógrafo é o mais moderno que existe e utiliza-se

de um conceito diferente na geração de raios X [1].

Figura 7: A Tomografia por Feixe de Electrões [1].

A Tomografia por Feixe de Electrões foi

desenvolvida no início da década de 80 para o estudo

do coração, com tempos de aquisição muito curtos.

Para tal efeito um feixe de electrões era gerado,

acelerado e focado electromagneticamente no ânodo

com uma estrutura em anel que envolve o paciente.

Este tipo de tomógrafo não teve uma utilização

generalizada devido ao elevado custo, porém é o mais

moderno que existe e utiliza-se de um conceito

diferente na geração de raios X [4].

Este tomógrafo destaca-se por não possuir tubo de

raios X ou ampola. A geração do feixe de fotões é

realizada a partir de um canhão de electrões, estes são

acelerados pelo canhão e desviados por um conjunto

de bobinas ao longo to trajecto em direção ao alvo. O


alvo quando atingido é um dos vários anéis de

tungstênio que circundam o paciente na parte inferior

da mesa. Quando os electrões atingem o alvo com

energia suficiente ocorre o fenómeno de geração de

raios X, existe pois, a transferência de energia dos

electrões para o átomo de tungstênio [1].

4.6 O Sistema Helicoidal (ou Espiral)

Os sistemas de tomografia computorizada têm

sido desenvolvidos a partir da 4ª geração, um

denomina-se sistema de rotação helicoidal.

A tomografia helicoidal (Figura7), não é diferente

dos seus antecessores em termos de funcionamento

em geral, o sistema utilizado baseia-se na rotação

total da ampola, podendo os detectores serem móveis

ou fixos 3ª e 4ª geração respectivamente, no entanto

a diferença está no movimento da mesa com o

paciente.

Figura 8: Sistema de tomografia computorizada de rotação

helicoidal, onde se observa a disposição dos sensores e o formato

do feixe movimento da fonte de raios X, bem como o

deslocamento do paciente durante a exposição [1].

Nas anteriores gerações, a mesa do paciente

movia-se após a ampola cessar a aquisição do corte

(após 360º de rotação), posicionando-se então para o

novo corte, sendo o movimento da mesa intermitente,

entre os cortes. Na tomografia helicoidal os cortes

são na forma de hélices e o método de aquisição

assemelha-se a um modelo espiral.

Neste sistema, associando a capacidade

computacional dos novos tomógrafos há uma

aquisição contínua de dados de toda a região do

corpo em análise, que foi conseguida através da

rotação contínua do tubo de raios X em torno

dos sensores enquanto simultaneamente a mesa se

desloca para o interior da gantry de forma

contínua, o que possibilita uma tomografia de

processamento mais rápido.

Este sistema é o mais célere que existe, sendo

capaz de efectuar uma tomografia completa de uma

coluna em excassos segundos. Por exemplo, a

realização de exames de crânio podem ser feitas em

20 segundos num sistema helicoidal, diferente dos 3

minutos num sistema de 3ª gearação [1; 6].

4.7 Tomografia Helicoidal Multidetectores

Os equipamentos helicoidais evoluíram

principalmente em função da tecnologia, tubos de

raios X mais potentes e em função do avanço

computacional. Com a o objectivo de aumentar a

capacidade de obtenção de cortes por unidade de

tempo, apareceram os equipamentos helicoidais de

tecnologia multidetectores. Estes equipamentos

possuem múltiplos conjuntos de anéis de detectores

para obtenção de vários cortes simultâneos,

actualmente apresentam 64 anéis possibilitando a

aquisição até 140 imagens por segundo [1].

5. Componentes e características principais de

um sistema tomográfico

O sistema de tomografia computorizada

apresenta três componentes principais, a gantry, a

mesa e o computador. Os dois maiores componentes

de um sistema de TAC são a unidade de aquisição

(denominada gantry) e a cama do paciente.

A gantry pode estar inclinada em relação ao sistema

de rotação, permitindo a selecção de planos de

aquisição não perpendiculares ao eixo longitudinal, o

que se verifica em regiões críticas como a região

lombar da coluna e a base do crânio. O sistema de

rotação da gantry representa uma massa entre 400Kg

e 1000Kg e para acelerar esta massa para duas

rotações por segundo são utilizados motores que

garantem um movimento uniforme, a transferência de

energia eléctrica para a ampola de raios X e para

outros componentes da parte rotativa da gantry é

conseguida por anéis rotativos [4].

Figura 9: Componentes de um sistema de tomografia

computorizada: Gantry e mesa do pacinte.

A gantry é constituída por um colimador, uma

fonte de raio X, um conjunto de sensores que estão

alinhados lado a lado ao longo de 360º. A fonte de

raio X tem como características ter elevada

capacidade térmica e emitir um feixe estreito em

forma de leque, entre outras; o colimador reduz em

1% a radiação espalhada pelo feixe de raio X,


isto é, com menos raios X a interagir com os

sensores os sinais apresentam um maior rendimento

mas por sua vez o ruído será maior.

Os sensores aplicados em sistemas de

tomografia computorizada são, câmaras de ionização

e sensores de estado sólido, estes têm a

característica de terem estabilidade ao longo do

tempo, uma alta eficiência para minimizar a dose

de radiação X no paciente e serem não sensíveis a

possivéis variações de temperatura existente no

tomógrafo.

A mesa serve para o paciente se colocar na

horizontal e durante o exame esta movimenta

lentamente em direcção ao interior do gantry. O

processamento e a reconstrução da imagem

tomográfica a partir dos dados adquiridas pelos

sensores, é realizado através de um computador [3;

5].

6.Aplicações médicas

As imagens de raios-X nas aplicacões médicas são

diversas, sendo as mais usuais a observação dos

ossos (Figura 10). Nas radiografias a um esqueleto é

possível visulizar alterações estruturais como a

osteoporose, más formações do esqueleto,

fracturas, infecções ósseas e diversos tipos de

tumores (malignos, benignos ou metástases), também

no aparelho respiratório, analisa-se através de uma

radiografia , na qual podemos observar alguns

problemas nos brônquios, edemas, tuberculose,

diversos tumores e alterações da pleura.

A nivel do aparelho circulatório, as radiografias

permitem detectar modificações da forma do coração,

alguns aneurismas cardíacos e inflamações diversas.

Na tomografia computorizada, alguns exames

possíveis de realizar através com esta técnica,

nomeadamente o estudo de exploração vascular,

tanto em patologia da aorta como dos vasos supra

aórticos, intracrâneanos, artérias pulmonares e

renais, assim como a detecção de nódulos

pulmonares. Também tem aplicação em

endoscopia virtual vascular, do tubo digestivo,

nomeadamente do cólon, e da árvore

tranqueobrônquica [6]. Também no TAC, a sua

aplicação é muito variada, destacando-se assim as

imagens do sistema nervoso central (onde poderão

ser visíveis hemorragias, lesões diversas, neoplasias e

problemas nas vértebras) e as imagens do abdómen,

do tórax e do pélvis (Figura 11).

Figura 10: Imaguem de uma radiografia a uma mão

7. Investigações médicas utilizando a tomográfia

computorizada

A tomografia computorizada teve uma

contribuição importante no desenvolvimento de

novas investigações médicas. Com o aparecimento

destes sistemas Tac, foi possivel investigar mais

profundamente, e melhorar a nível de rapidez na

intervenção com o paciente . Este sistema Tac teve

uma grande influência na investigação de algumas

doenças como é o caso da tuberculose pleural, ou

seja , a visualização da secção transversal do toráx e

também nas diferenças nos fluídos , bem como

tecidos moles e o cálcio através dos respectivos

coefientes de atenuação.

Figura 11: Imaguem de uma secção do tórax através de TAC.

A tomografia computorizada é a técnica mais

vantajosa para a avaliação e seguimento de doentes

com tuberculose pleural. Numa investigação da

tuberculose pleural aguda e crónica utilizando a

tomografia computorizada conclui-se que o uso

da tomografia computorizada na plural aguda existe

uma melhoria da precisão, sendo visivel no

diagnóstico pequenas zonas que não seriam vistas

utilizando a radiografia convencional, (Figura 12).


Figura 12: Imaguem do tórax através de radiografia.

No caso da tubercolose pleural crónica é

detectado liquido dentro da casca pleural, podendo-se

assim concluir que a utilização da tomografia

computorizada, é util para mostrar as superfícies

pleurais na secção transversal do toráx e

determinar a densidade do tecido, assim esta

técnica é excelente para definir a posição e a

extensão da doença [7].

8. Desenvolvimento e investigacões em topografia

computorizada .

A tecnologia de dupla fonte é uma investigação

em curso que visa a optimizar a topografia

computarizada, que consiste em doist tubos de raios-

X com um angulo entre eles de 90º colocados na

gantry . (Figura 13).

Figura 13: Sistema de topografia computorizada de fonte dupla.

Num sistema de tomografia computorizada as

fontes de raios X podem operar em potências

diferentes. Cada fonte de raios X, correspondem

cerca de 64 elementos de detectores : O detector A

(50 cm) , e o detector B de (26 cm), em que este tem

menor campo de visão, mas em contrapartida este

mesmo consegue fornecer uma resolução espacial

elevada cerca de 0,38mm do comprimento do voxels,

permitindo assim uma rapida aquisição de

profundidade, ao longo do eixo do z.

Se as duas fontes tiveremos o mesmo

potencial, então fornecemos um aumento da

resolução temporal nos exames cardíacos. Esta

utilização da tecnologia de fonte dupla em

tomografia computorizada tem uma limitação, as

aplicações para o abdómen, visto que o tamanho

do detector B é pequeno para podermos obter

uma imagem inteira em pacientes de dimensão

anormais. Algumas vantaguens do sistema topagrafia

de fonte dupla é aumentar o fluxo do fotão em

pacientes obesos utlizando o mesmo potencial nas

duas fontes de raios X, também o aumento da

resolução temporal, sendo esta possível usando

uma rotação de 90° da gantry em vez de 180° na

aquisição de imagem e utilizando o mesmo

potencial em ambas as fontes de raios-X, podendo

assim obter-se uma resolução temporal de 83 ms,

em aplicacoes abdominais pode se utilizar nas duas

fontes potenciais diferentes na obtensão de raios X

[8].

9. Conclusões

Neste trabalho podemos concluir que existem

diferentes coeficientes de atenuação num corpo, o

que contribui para que a intensidade de raios X

emitida pela fonte de raios X não seja a mesma

intensidade medida pelo detector.

Após a primeira geração de tomografia

computorizada em 1967, a sua evolução foi

constante, o sistema era de rotação-translação com

um único sensor e utilizava uma fonte de raios X de

feixe estreito que varria o corpo em 180º com um

passo de 1º, tendo um tempo de varrimento para cada

corte de alguns minutos. Após alguns

aperfeiçoamentos ao longo das gerações, a quarta

geração inicia o sistema de rotação com detectores

fixos distribuídos ao longo do 360º, a fonte gira em

torno dos detectores, e emitindo em forma de leque, o

tempo de varrimento para cada corte foi reduzido

para 1 a 3 segundo.

A tomografia computorizada tem sido

desenvolvida a partir das várias gerações, o sistema

de rotação helicoidal é um dos sistemas

desenvolvidos a partir da quarta geração, sendo útil

para exames diagnósticos, tendo como vantagem face

aos outros sistemas uma aquisição contínua de dados

de toda a região do corpo em análise.

Nas investigações médicas a tomografia

computorizada teve um contributo na investigação da

tuberculose pleural, sendo mais preciso que a

radiografia convencional, melhorando assim a

rapidez de intervenção no doente. Este método

também tem a vantagem face a radiografia

convencional de mostrar a secção transversal do tórax


e diferenciar os fluidos, tecidos moles e o cálcio,

através dos respectivos coeficientes de atenuação.

Uma investigação em curso de tomografia

computorizada é o sistema de fonte dupla, com a

vantagem do aumento do fluxo do fotão em pacientes

obesos, e aumento da resolução temporal.

Referências bibliográficas

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