Sebbene la Tomografia Computerizzata sia divenuta disponibile in campo medico a partire dalla metà degli anni settanta, i primi utilizzi per lo studio dell'ARDS risalgono ad almeno una decina di anni più tardi [30]. Le prime macchine TC erano infatti lente (8-18 s/immagine assiale), poco diffuse, spesso eccessivamente richieste dagli utenti e inoltre il trasporto dei malati critici nelle sale TC era considerato eccessivamente difficoltoso. Inoltre, l'ARDS era considerata una patologia che colpisce in modo omogeneo il polmone e per questo non si pensava potesse beneficiare in modo particolare dell'utilizzo della TC. Le prime immagini TC dei pazienti con ALI o ARDS dimostrarono invece che il coinvolgimento polmonare era molto più eterogeneo di quanto creduto in precedenza. Da questo momento in poi la TC ha cambiato drasticamente e permanentemente il modo di approcciarsi a questa sindrome. I quadri morfologici di fronte ai quali il clinico si trova sono variabili in relazione alla durata di malattia, al tipo di ventilazione meccanica a cui il paziente è sottoposto e alla posizione nella quale si trovi. E' possibile grossolanamente dividere il polmone in tre parti: le regioni normali o quasi-normali che corrispondono alle regioni non dipendenti e più frequentemente localizzate nell'area ventrale se il paziente si trova in posizione supina;  l'aspetto a vetro smerigliato nella parte centrale del polmone;  il consolidamento corrispondente alle regioni dipendenti del polmone e più frequentemente localizzato nell'area dorsale se il paziente è in posizione supina [31]. Ciò detto, le informazioni più rilevanti per quanto riguarda la fisiopatologia dell'ALI e dell'ARDS derivano dall'analisi quantitativa della densità dei raggi X del tessuto polmonare descritta dalle immagini TC. L'analisi, malgrado le diverse fonti di errore potenziale, si basa sulla variazione di energia degli elettroni tra il tubo radiogeno e i detettori da un lato e sulla stretta correlazione tra l'attenuazione dei raggi X in un dato volume di tessuto o voxel (l'unità di volume tomografica) e la densità fisica di quel particolare volume di polmone (i.e. il rapporto tra la massa e il volume). L'attenuazione dei raggi X dei tessuti viene espressa in Hounsfield Units (HU). Si tratta di una unità ottenuta dalla determinazione della percentuale di radiazione assorbita da un dato volume di tessuto, calcolata per ogni singolo voxel. Come per ogni tecnica radiologica, maggiore è l'assorbimento dei raggi X e minore sarà l'impressionabilità della lastra o la captazione da parte del detettore nel caso di sistemi digitali. La scala di attenuazione arbitrariamente assegna all'osso un valore di +1000 HU (assorbimento completo), all'aria un valore di -1000 HU (nessun assorbimento) e all'acqua un valore di 0 HU. Sangue e tessuto sono compresi nel range 20-40 HU. Date queste premesse è possibile effettuare un'analisi finalizzata a valutare l'effettiva distensione polmonare conseguente alla ventilazione meccanica impostata. Tale analisi prevede successive scansioni nelle due fasi di blocco inspiratorio ed espiratorio, in corso di ventilazione meccanica. L'analisi delle immagini è affidata al programma MALUNA® (University of Mannheim, Germany). L'intero versante polmonare sinistro e destro è scelto quale ambito di interesse, la cui area consiste in un finito numero di pixels, essendo ogni pixel il corrispettivo di un quadratino con lato pari a 0,4 mm. L'attenuazione radiografica di ciascun pixel, espressa in Hounsfield units (HU), è ottenuta dalla determinazione della percentuale di radiazione assorbita da ogni pixel [31,32].Vengono pertanto identificati i seguenti compartimenti:  Iperinflato  fra -900 e -1000 HU;  Normalmente aerato  fra -900 e -500 HU; Scarsamente inflato  fra -500 e -100 HU;  Non aerato  fra -100 e +100 HU Il reclutamento tidalico è quantificato come l'area del compartimento non aerato al termine dell'espirazione meno l'area del compartimento non aerato al termine della inspirazione. L'iperinflazione tidalica è quantificata come l'area del compartimento iperinflato al termine dell'inspirazione meno l'area del compartimento iperinflato al termine della espirazione [34].