Dose em pacientes em radiografia digital

Alessandro Martins da Costa

Universidade de São PauloFaculdade de Filosofia, Ciências e Letras de Ribeirão Preto

Departamento de Física e Matemática

1 de março de 2010

Produção de raios X

I Raios X são produzidos quando elétrons altamenteenergéticos interagem com a matéria e há conversão deenergia cinética em radiação eletromagnética

I Um dispositivo que realiza esta tarefa consiste em:I uma fonte de elétronsI um caminho (vácuo) para a aceleração dos elétronsI uma fonte de energia externa para acelerar os elétrons

Espectro de bremsstrahlung

I Os elétrons do catodo movem-se para o anodo aceleradospela diferença de potencial elétrico entre estes eletrodos

I A energia cinética adquirida por um elétron é proporcionalà diferença de potencial entre o anodo e o catodo

I as energias dos elétrons acelerados por diferenças depotencial de 20 e 100 kVp são 20 e 100 keV,respectivamente

Espectro de bremsstrahlung (continuação)

I No impacto com o alvo, a energia cinética dos elétrons éconvertida em outras formas de energia

I A maioria das interações produzem calorI O aquecimento limita o número de raios X que podem ser

produzidos em um determinado tempo sem destruir o alvoI Ocasionalmente um elétron chega perto de um núcleo no

eletrodo alvoI Forças coulombianas atraem e desaceleram o elétronI Um fóton de raios X com energia igual à energia cinética

perdida pelo elétron é produzido

Eficiência de produção de raios X

I Os principais fatores que afetam a eficiência de produçãode raios X incluem o número atômico do material do alvo ea energia cinética dos elétrons

Perdas radiativasPerdas colisionais

∼=ECZ

820.000

Eficiência de produção de raios X (continuação)

I Para elétrons de 100 keV colidindo com tungstênio(Z = 74), a razão aproximada entre perdas radiativas ecolisionais é 0,9%

I Mais de 99% da energia incidente gera calorI Para elétrons de 6 MeV, a razão aproximada entre perdas

radiativas e colisionais é 54%I O excesso de calor é menos problemático em energias

maiores

Espectro de raios X característicos

I Energias de ligação são únicas para um dado elemento, eassim são as suas diferenças

I Os raios X emitidos têm energias discretas que sãocaracterísticas desse elemento

I Os raios X característicos predominantes na faixa deenergia de radiodiagnóstico resultam de vacâncias nacamadas K, que são preenchidas por elétrons vindos dascamadas L, M e N

Espectro de raios X característicos (continuação)

I A camada da captura do elétron designa a transição doraio X característico

I Um subscrito α ou β indica se a transição é a partir deuma camada adjacente (α) ou não adjacente (β)

I Dentro de cada camada (com exceção da camada K), hásub camadas discretas de energia, o que resulta nadivisão fina da energia dos raios X característicos

Espectro de raios X característicos (continuação)

I Raios X característicos que não os gerados por transiçõespara a camada K são irrelevantes no radiodiagnóstico,porque eles são quase inteiramente atenuados pela janelado tubo de raios X ou pela filtração adicional

I Raios X característicos da camada K são emitidos apenasquando os elétrons que colidem com o alvo têm umaenergia cinética que excede a energia de ligação de umelétron da camada K

I Interações entre raios X de bremsstrahlung e elétrons pormeio do efeito fotoelétrico também contribuem para aprodução de raios X característicos

Tubos de raios X

I Componentes principais:I CatodoI AnodoI Rotor/EstatorI Invólucro de vidro (ou metal)I Alojamento do tubo

Condições de operação típicas

I Para radiodiagnóstico, a tensão de pico varia de 20 a150 kVp

I As correntes no tubo (a taxa de fluxo de elétrons docatodo para o anodo) estão na faixa de:

I 1-5 mA para fluoroscopia contínuaI 100-1000 mA para radiografia de projeção (com tempo de

exposição curto, muitas vezes inferior a 100 ms)I A kVp, mA e o tempo de exposição são os três principais

parâmetros selecionáveis no painel de controle do geradorde raios X

Catodo

I O catodo é constituído por um filamento helicoidal detungstênio rodeado por um focalizador

I O circuito do filamento fornece uma tensão de até cercade 10 V para o filamento, produzindo uma corrente de atécerca de 7 A

I A resistência elétrica aquece o filamento e libera elétronsI Elétrons liberados a partir do filamento fluem através do

tubo (vácuo) para o anodo positivo quando uma voltagemé aplicada ao anodo em relação ao catodo

Focalizador

I Rodeia o filamento e determina a largura do feixe deelétrons

I Um focalizador isolado pode ser polarizado com umatensão mais negativa (cerca de 100 V menos) que ofilamento

I Cria um campo elétrico mais estreito ao redor do filamentoI Reduz a divergência do feixe de elétronsI Resulta em uma largura pequena do ponto focal

Corrente no filamento

I A corrente no filamento determina a temperatura dofilamento e, assim, a taxa de emissão termoiônica deelétrons

I Quando nenhuma voltagem é aplicada entre o catodo e oanodo, uma nuvem eletrônica (carga espacial) é criada emtorno do filamento

I A aplicação de alta tensão no anodo com relação aocatodo acelera os elétrons em direção ao anodo e produzum corrente no tubo

I Pequenas mudanças na corrente no filamento podemproduzir relativamente grandes mudanças na corrente notubo

Anodo

I O anodo é um eletrodo alvo metálico que é mantido a umadiferença de potencial positiva em relação ao catodo

I O tungstênio é o material mais usado para o anodo devidoao seu alto ponto de fusão (3422◦C) e alto númeroatômico (Z = 74)

I O anodo de tungstênio pode lidar com substancialdeposição de calor deposição sem rachaduras ou poros nasua superfície

Configurações do anodo

I O tipo mais simples de tubo de raios X tem um anodoestacionário (fixo)

I Consiste de uma placa fina de tungstênio incorporada emum bloco de cobre

I O cobre carrega o tungstênio e remove eficientemente ocalor do alvo

I Uma pequena área do alvo limita a taxa de dissipação decalor, limitando o valor máximo da corrente no tubo e,portanto, o fluxo de raios X

I Utilizado em unidades de raios X odontológicos eaparelhos de raios X portáteis

Anodos giratórios

I Anodos giratórios são utilizados para a maioria dasaplicações de raios X diagnósticos

I Maior capacidade de armazenamento de calor econsequentemente maior capacidade de rendimento dotubo de raios X

I Os elétrons transmitem energia para um alvocontinuamente girando, espalhando a energia térmicasobre uma área e massa grande

Rotor e estator

I O rotor é constituído de barras de cobre dispostas emtorno de um núcleo de ferro cilíndrico

I Electroímãs ao redor do rotor fora do tubo de raios Xcompõem o estator

I Uma corrente alternada atravessa os enrolamentos doestator, causando o giro do rotor

I As velocidades de rotação são de 3.000-3.600 (baixavelocidade) ou 9.000-10.000 (alta velocidade) rotações porminuto (rpm)

Ângulo do anodo

I O ângulo do anodo é definido como o ângulo da superfíciedo alvo em relação ao raio central no campo de raios X

I Ângulos do anodo em tubos de raios X diagnóstico variamde 7-20◦, ângulos de 12-15◦ são mais comuns

Tamanho do ponto focal

I O tamanho real do ponto focal é a área sobre o anodo queé atingida pelos elétrons

I Determinado principalmente pelo comprimento dofilamento do catodo e pela largura do focalizador

I O tamanho efetivo do ponto focal é o comprimento elargura do ponto focal projetados abaixo do raio central nocampo de raios X

Tamanho do ponto focal

I A largura efetiva do ponto focal é igual a largura real doponto focal

I O comprimento efetivo do ponto focal é igual ocomprimento real do ponto focal×senθ

I Esta redução do tamanho do ponto focal, visualizadoabaixo do raio central, é chamado de princípio do focolinear

Efeito anódico

I O efeito anódico refere-se a uma redução da intensidadedo feixes de raios X na direção do lado do anodo nocampo de raios X

I Para um determinado tamanho de campo, o efeito anódicoé menos proeminente com uma distância fonte-imagemmaior

I O tubo de raios X é melhor posicionado com o catodosobre as partes mais espessas do paciente para equilibraros fótons de raios X transmitidos incidentes sobre oreceptor de imagem

Alojamento do tubo

I O alojamento carrega, isola e protege o tubo de raios XI Óleo no alojamento fornece condução de calor e

isolamento elétricoI Uma blindagem de chumbo dentro do alojamento atenua

os raios X que são emitidos em todas as direções

Filtração

I Em radiodiagnóstico, filtros adicionais atenuam raios X debaixa energia do espectro que não têm praticamentenenhuma chance de penetrar no paciente e atingir odetector de raios X

I A dose no paciente é reduzidaI O alumínio é o material mais comumente adicionado como

filtroI Normas requerem filtração mínima (por exemplo,

2,5 mm Al para máquinas projetadas para funcionar empotenciais acima de 70 kVp)

Compensadores

I Compensadores são filtros adicionais com uma formadestinada a alterar o padrão espacial da intensidade deraios X incidente sobre o paciente, de modo aproporcionar uma maior uniformidade na exposição dodetector aos raios X

I São colocados externamente ao sistema de colimação

Colimadores

I Os colimadores ajustam o tamanho e a forma do campode raios X

I Obturadores de chumbo paralelo-opostos ajustáveisdefinem o campo de raios X

I Colimadores positivos automaticamente limitam o campopara o tamanho da área útil do detector

Gerador de raios X

I Fornece a corrente para aquecer o filamento do catodoI Fornece a voltagem para acelerar os elétrons no tuboI Controle automático de exposiçãoI Fonte de energia

I As características do gerador têm uma forte influência nageração da imagem radiográfica

I A tensão no tubo (kV) contribui para a quantidade deradiação que chega ao receptor de imagem

I A corrente no tubo (mA) é igual ao número de elétrons quefluem da catodo para o anodo por unidade de tempo

I O tempo de exposição (s) deve ser o mais curto possívelpara eliminar borramentos na imagem devido aomovimento do paciente

I A quantidade de raios X é aproximadamente proporcionalao produto kV2 ×mAs

I O valor da voltagem de pico influencia o poder depenetração do feixe

I Tem de ser relacionado à questão médicaI Que estrutura anatômica está sendo investigada?I Que nível de contraste é necessário?I Para um exame de tórax: 140–150 kV é apropriada para

visibilizar a estrutura do pulmãoI Somente 65 kV é necessária para ver a estrutura óssea

Forma de onda

I Geradores convencionaisI monofásico 1-pulso (odontológicos e portáteis)I monofásico 2-pulsos (retificação de onda completa)I trifásico 6-pulsosI trifásico 12-pulsos

I Geradores de potencial constanteI Geradores de alta frequência→ inversor

Monofásico 2-pulsos (retificação de onda completa)

Trifásico 6-pulsos

Inversor de alta-frequência

O “ripple”, r , de um gerador tem de ser o menor possível

%r =kVmax − kVmin

kVmax× 100

Controle Automático de Exposição

I Otimização de parâmetros técnicos a fim de evitarrepetições de exames (kV, mA)

I Detector de radiação atrás (ou na frente) do cassete (coma devida correção)

I A exposição é terminada quando a dose necessária éintegrada

I Compensação para a kV para uma dada espessuraI Compensação para espessura para uma dada kV

Potência nominal

I Descreve a energia por unidade de tempo que pode serfornecida (gerador) ou recebida (tubo)

I A potência nominal em kW é a potência média que podeser entregue pela corrente máxima no tubo em 100 kV e0,1 s de tempo de exposição

Potência=100 kV× Imax para uma exposição de 0,1 s

A escolha do número de pulsos

I 1 pulso: potência baixa (<2 kW)I 2-pulsos: potência baixa e médiaI 6-pulsos: potência média e (compensação manual ou

automática para queda de tensão)I 12-pulsos: usa 2 sistemas trifásicos deslocados, potência

alta até 150 kWI Potencial constante: elimina qualquer variação de tensão

ou corrente no tuboI Custo alto (equipamento e operacional) e espaço imenso

necessárioI Alta frequência: combina as vantagens de potencial

(quase) constante e geradores convencionaisI reprodutibilidade e consistência da tensão no tubo

Armazenamento de calor

I A “Heat Unit” (HU) é utilizada para expressar a deposiçãode energia e a sua dissipação no anodo de um tubo deraios X

Energia (HU)=kV×mA× s

I Subestima a deposição de energia para geradorestrifásicos, de alta frequência ou potencial constante

I Um fator multiplicativo entre 1,35 e 1,40 compensa estadiferença

I Para fluoroscopia

HU/s=kV×mA

Carta de exposição nominal

I Utilizada para determinar os limites operacionais de umtubo de raios X para exposições únicas ou múltiplas e oarmazenamento de calor permitido no anodo e noalojamento do tubo

I É específica para um tubo de raios X e não deve serutilizada para outros tubos

Carta de exposição única

I Fornece informação sobre as combinações permitidas dekV, mA e tempo de exposição para um particular tubo deraios X, tamanho de ponto focal, velocidade de rotação doanodo e tipo de gerador

Ponto focal de 0,3 mm, 10 kW, 3000 rpm

Ponto focal de 0,3 mm, 10 kW, 10000 rpm

Ponto focal de 1,2 mm, 120 kW, 3000 rpm

Ponto focal de 1,2 mm, 120 kW, 10000 rpm

Utilização das cartas

I Encontre a intersecção do requerido kV e tempo deexposição

I Determine a correspondente mA. Esta é a mA máximapermitida pelo ponto focal do tubo

I Compare a mA desejada com a máxima permitida. Se aexposição desejada é maior, a exposição não é permitida

I Para gráficos da mA em função do tempo com várioscurvas de kV, as regras são as mesmas

Carta de aquecimento/resfriamento do anodoI Mostra a capacidade de armazenamento de calor restante

no anodo em função do tempo de resfriamentoI A capacidade de armazenamento de calor máxima é o

maior valor no eixo y do gráficoI Após uma série de exposições, o total de calor acumulado

no anodo é calculado como a soma dos HU’s incidentespor exposição

I Se for preciso esperar antes de reutilizar o tubo, a fim deevitar danos no anodo, a carta de resfriamento especificaquanto tempo de espera

I O mesmo gráfico mostra o calor que corresponde àscurvas de entrada contínua de calor resultante de umaoperação de fluoroscopia

I Útil para determinar a quantidade de calor acumulada noanodo após uma determinada quantidade de tempofluoroscopia

Carta de resfriamento do alojamento do tubo

I O calor gerado no anodo eventualmente é transferido parao alojamento do tubo

I O gráfico é utilizado da mesma forma como o gráfico deresfriamento do anodo

I A capacidade de armazenamento de calor do alojamentodo tubo normalmente é superior à do anodo

Radiografia de projeção

I refere-se à aquisição de uma imagem bidimensional daanatomia tridimensional do paciente

I imagem de transmissão Ô conceitualmente diferente daimagem de emissão e da imagem de reflexão

Sistema tela-filme

Telas intensificadoras

I o filme por si só pode ser utilizado para detectar os raios XI relativamente insensíveisI muita energia é necessária para produzir um filme exposto

adequadamenteI telas intensificadoras são utilizadas para reduzir a dose no

pacienteI as telas são feitas de uma material cintilador chamado de

fósforoI os raios X interagem no fósforo; luz visível ou UV é emitidaI detecção indireta

Materiais

I em boa parte do século 20, o tungstato de cálcio (CaWO4)foi o mais comumente utilizado

I no início dos anos 1970 foram introduzidos os fósforos deterras raras

I oxissulfeto de gadolínio (Gd2O2S)I oxibrometo de lantânio (LaOBr) e tantalato de ítrio (YTaO4)I eficiência de conversão intrínseca (fração da energia

absorvida que é emitida como luz visível ou UV) maior quea do tungstato de cálcio (CaWO4) utilizado no passado

I o iodeto de césio (CsI) é utilizado em fluoroscopia eradiografia digital; sensível à umidade e frágil para o usoem radiografia tela-filme

Espessura do fósforo

I usualmente expressa como espessura de massa (produtoda espessura pela densidade) do fósforo, excluindo oaglutinante

I para radiografia geral são utilizadas duas telas, cada telatendo uma espessura de aproximadamente 60 mg/cm2

I para mamografia é utilizada uma única tela deaproximadamente 35 mg/cm2

Funções da tela

I a tela tem duas função:I absorver os raios X incidentesI emitir luz visível (ou UV) que expõe o filme

I a eficiência de conversão é definida como a fração daenergia absorvida que é emitida como luz

I a do CaWO4 é aproximadamente 5%I a do Gd2O2S:Tb é aproximadamente 15%

I nem todos os fótons emitidos alcançam o filme

Eficiência de detecção quântica

I fração do fótons de raios X incidentes que interagem coma tela intensificadora

I modo mais fácil para aumentar a EDQ é fazer a tela maisgrossa

Efeitos da espessura

Resolução

I a resolução espacial na ausência da tela intensificadora équase perfeita Ô então por quê ela é utilizada?

I para reduzir a dose no pacienteI reduz-se os requisitos de rendimento do sistema de raios XI reduz-se os requisitos de geradores de raios X mais

potentes e de capacidade de aquecimento do tubo altaI tempos de exposição menores Ô artefatos devido ao

movimento são reduzidosI a exposição dos trabalhadores aos raios X espalhados

também é reduzida

Características do filme: composição e função

I o filme não exposto consiste de uma ou duas camadas deemulsão sobre uma folha flexível feita de Mylar

I a emulsão consiste de grãos de haleto de prata (AgBr eAgI) em uma base de gelatina

I a emulsão de um filme não exposto contém a imagemlatente

I processamento Ô redução química do haleto de prata emgrãos de prata metálica

Densidade óptica

I o filme de raios X é um registro negativo Ô um aumentona exposição à luz (ou raios X) torna o filme revelado maisescuro

I o grau de escurecimento de um filme é quantificado peladensidade óptica (DO), medida com um densitômetro

I a transmitância e a DO são definidas como:

T =II0

DO = − log T = log(

1T

)= log

(I0I

)

Exemplos de densidade óptica

T DO Comentário1,0000 0 filme perfeitamente transparente (não existe)0,7760 0,11 filme não exposto (base+véu)0,1000 1 cinza médio0,0100 2 escuro0,0010 3 muito escuro0,00025 3,6 DO máxima utilizada em radiografia médica

Curva Hurter & Driffield

Contraste

I inclinação da curva H & D:I regiões de maior inclinação têm maior contrasteI regiões de inclinação reduzida têm menor contraste

I um único número, que define o contraste total de um dadotipo de filme radiográfico, é o gradiente médio

Gradiente médio

I DO1 = 0,25 + base + fogI DO2 = 2,0 + base + fog

Gradiente médio =DO2 − DO1

log E2 − log E1

I o gradiente médio para filmes radiográficos varia de 2,5 a3,5

Velocidade

Latitude

Sistema tela-filme

I a emulsão do filme deve ser sensível aos comprimentosde onda da luz emitida pela tela

I o tungstato de cálcio emite luz azulI tela de terras raras emitem luz verdeI telas e filmes são normalmente adquiridos como um

conjunto

Lei de reciprocidade

Radiação espalhada

Grade anti-espalhamento

Outros parâmetros da grade

I distância focal Ô inclinação das fendasI frequência da grade Ô número de barras por unidade de

comprimentoI fator de grade Ô razão da exposição de entrada no

paciente quando a grade é utilizada pela exposição deentrada sem a grade na qual se obtém a mesmadensidade no filme (depende da kVp e da espessura dopaciente)

Artefatos causados pelas grades

Processamento do filme

I filme Ô tecnologia do século 19I inovação quando os raios X foram descobertos em 1895I nos primórdios da radiografia a base do filme era uma

placa de vidro e as telas intensificadoras não eramutilizadas

I com o início da Primeira Guerra Mundial em 1914, ofornecimento de placas de vidro pela Bélgica parou,enquanto a demanda por radiografias médicas desoldados feridos aumentou

I foi desenvolvido um filme com base de nitrato de celulosee emulsão simples que era utilizado com uma única telaintensificadora

I por volta de 1918 foi desenvolvido um filme com emulsãodupla que era utilizado em um cassete com duas telasintensificadoras

Processamento do filme

I o nitrato de celulose era altamente inflamável e foisubstituído pelo triacetato de celulose menos inflamável

I nos anos 1960 o poliéster foi introduzido e tornou-se abase padrão dos filmes na indústria

I o processamento do filme era realizado manualmente,utilizando um sistema de tanques químicos

I a primeira processadora automática foi introduzida em1956 (tinha mais de 3 m de comprimento, pesavaaproximadamente 640 kg e produzia uma radiografia secaem 6 min)

Emulsão do filme

I 95% AgBr 5% AgII ligações iônicasI rede cristalina cúbica Ô defeitos introduzidos pelo AgS Ô

propriedades ópticas na região do centro de sensibilidadeÔ essencialmente um deslocamento de carga positivapara a superfície do cristal

Imagem latente

I elétrons fracamente ligados nos haletos de prata podemabsorver a energia dos fótons

I os elétrons livres podem entrar em contato com os centrosde sensibilidade positivos e apenas alguns átomos no grãosão sensibilizados:

Ag+ + e− → Ag

I um filme exposto mas ainda não processado possui aimagem latente

I a imagem latente não é visível mas está codificada naemulsão do filme

Processamento

I os cristais de haleto de prata que não foram expostos naemulsão são inertes aos efeitos do revelador químico

I os átomos de prata metálica expostos agem como umcatalisador para a redução dos íons de prata restantes emum grão de prata metálica

I cada grão escurecido contribui um pouco para adensidade óptica total

I áreas mais escuras do filme têm uma maior concentraçãode grãos (por mm2)

I o tamanho de um grão é de 1 a 5 µm

Processamento

I solução reveladora Ô tem a propriedade de transformartodos os grãos de brometo de prata em prata metálica

I esse processo ocorre com velocidade muito maior emgrãos que já possuem alguns átomos sensibilizados

I solução fixadora Ô interrompe a revelação quando todosos grãos sensibilizados previamente já foram revelados eremove os grãos de AgBr não revelados que não contém aimagem latente

I banho de água Ô remove a solução fixadoraI secagem

Processadora

I processadoras automáticas de filmes devem produzir umdesempenho consistente

I a processadora controla a concentração e a temperaturados químicos

I o tempo que a emulsão gasta em cada um dos banhosquímicos é regulado pelo comprimento do caminho dofilme através de cada tanque, que é governado pelaprofundidade do tanque e pela velocidade do filme

Controle de qualidade da processadora

I devido à natureza química e o enorme grau deamplificação que o processamento produz, asprocessadoras são tipicamente os instrumentos menosprecisos na geração de uma imagem diagnóstica

I controle de qualidade em um Serviço de RadiodiagnósticoÔ a processadora é a primeira linha de defesa

I sensitômetro e densitômetro

Os fundamentos e as vantagens de sistemas digitais

I É característica de qualquer dispositivo de radiografiadigital que o estágio de detecção de raios X, oarmazenamento final da informação digital, e os meiospara a exibição da imagem são componentes fisicamentefisicamente

I Para o campo da comunicação de imagens médicas, osprotocolos no padrão DICOM foram estabelecidos

I No entanto, devido ao rápido desenvolvimento de novastecnologias e métodos, a compatibilidade e conectividadede sistemas de diferentes fabricantes é ainda um grandedesafio

Os fundamentos e as vantagens de sistemas digitais

I Sistemas com fósforos de armazenamento usam umaplaca fósforo de armazenamento para gravar a imagem daexposição aos raios X como informação latente

I Os sistemas são baseados em cassetes, então osequipamentos de raios X existentes podem ser usadossem modificações

I No entanto, os parâmetros de exposição não pode serautomaticamente armazenados em conjunto com osdados da imagem

Os fundamentos e as vantagens de sistemas digitais

I O “flat-panel detector” é a evolução mais recenteI A detecção dos raios X e leitura da imagem é realizada em

uma etapaI Uma montagem integrada composto por um conversor de

raios X e a eletrônica de leitura é uma característicacomum a estes detectores

I Equipamentos de raios X com detectores “flat-panel” sãocapazes de armazenar parâmetros de exposição,juntamente com os dados da imagem

Os fundamentos e as vantagens de sistemas digitaisI Uma das vantagens da digitalização da informação da

imagem é a aplicação de processamento de imagem paramelhorar a visualização

I Como conseqüência destas capacidades deprocessamento, já não há uma correlação estreita entre obrilho (ou escurecimento) da imagem e da exposição

I Uma função disponível em todas as estações de trabalhoé o uso de ”janelas´´, o que permite a especificação de umsubconjunto de toda a gama de valores de pixels paramostrar

I Todas as informações da imagem fora do intervalo dejanela não é mais visível

I O centro da janela e largura são normalmente transferidoscomo parte do cabeçalho DICOM de uma imagem

I Uma janela de configuração incorreta pode também serinterpretado erroneamente como uma sub ousuperexposição

Os fundamentos e as vantagens de sistemas digitais

I Um dispositivo de exibição de imagem com umdesempenho insatisfatório pode comprometer a qualidadedos dados adquiridos

I O usuário deve ter informações completas no que dizrespeito a um conjunto mínimo de requisitos para odispositivo de exibição de imagem, quer através deespecificação de parâmetros físicos importantes ou porreferência a modelos específicos de dispositivos deexibição de imagem

Fatores que afetam a dose

I Radiografia convencionalI energia do feixe e filtração;I colimação;I grades;I tamanho do paciente;I combinações tela-filme e condições de processamento

Fatores que afetam a dose

I Radiografia digitalI CR (Computed Radiography) Ô mesmos fatores que

afetam a dose em radiografia convencionalI DR (Direct Radiography)

Fatores que afetam a dose

I A imagem médica está sendo transformadosignificativamente com a transição do analógico baseadoem filmes paras as técnicas digitais

I As informações de diagnóstico fornecidas pelos modernosdetectores digitais podem ser iguais ou superiores àsfornecidas pelos sistemas tela-filme convencionais, comdoses comparáveis nos pacientes

I Imagens digitais tem vantagens técnicas práticas emcomparação com técnicas de filme, por exemplo, amplagama de contraste dinâmico, a funcionalidade depós-processamento, opções de visualização da múltiplasimagens, transferência eletrônica e as possibilidades dearquivamento

Fatores que afetam a dose

I Com sistemas digitais, uma exposição excessiva podeocorrer sem um impacto negativo na qualidade da imagem

I Uma superexposição pode não ser reconhecida peloradiologista ou pelo técnico

I Na radiografia convencional, a exposição excessiva produzum “filme escuro” e exposição inadequada produz umfilme de “claro”, ambos com contraste reduzido

I Em sistemas digitais, o brilho da imagem pode serajustado no pós-processamento independente do nível deexposição

Fatores que afetam a dose

I Na radiologia digital, uma dose mais elevada no pacientepor imagem geralmente geralmente significa melhorqualidade de imagem

I Existe uma tendência para utilizar doses mais elevadas nopaciente do que o necessário, e isso deve ser evitado

I Diferentes procedimentos de imagens médicas exigemdiferentes níveis de qualidade de imagem

I Os critérios de qualidade deve ser estabelecido para todasos procedimentos de imagens médicas

I O objetivo é evitar doses desnecessárias nos pacientes,i.e., doses que não têm nenhum benefício adicional para oefeito clínico pretendido

Fatores que afetam a doseI A qualidade da imagem pode ser comprometida por níveis

inadequados de compressão de dados e/ou técnicas depós-processamento

I Isso depende da modalidadeI Os requisitos de compressão de dados e de

pós-processamento devem ser definidos pela modalidadee procedimento de imagens médicas

I Os dados não processados obtidos com a imagem digitaldevem estar disponíveis para o usuário

I Níveis de referência de radiodiagnóstico locais sãoferramentas úteis para gerenciar doses em pacientes nosprocedimentos de imagens médicas

I Níveis de referência para procedimentos de imagemmédica não-digital não são necessariamente aplicáveisaos específicos e semelhantes procedimentos de imagemdigital

Fatores que afetam a dose

I Parâmetros de dose no paciente devem ser exibidos noconsole do operador para auxiliar os técnicos de radiologiae médicos especialistas na gestão da dose

I A formação básica em gestão de qualidade de imagem edose em pacientes em radiologia digital é necessária pararadiologistas, físicos médicos e técnicos em radiologiaenvolvidos na utilização de novas técnicas

Dosimetria de pacientes em radiodiagnóstico

I fontes de radiação utilizadas em medicina Ô maiorcontribuição à dose da população devido às fontesartificiais Ô acima de 90% provêm de raios X diagnósticos

I 75% dos exames ocorrem nos paíse com nível de atençãoà saúde I Ô 25% da população mundial

I 1% dos exames ocorrem nos países com níveis deatenção III e IV Ô 20% da população mundial

I o Brasil é classificado como nível de atenção II

Dosimetria de pacientes em radiodiagnóstico

I é esperado um crescimento na radiologia médica nospaíses em desenvolvimento onde ainda faltam instalaçõese serviços de radiodiagnóstico

I o Safety Series No. 115 (1996) pede que sejamestabelecidos níveis de referência

I devem ser derivados de dados obtidos em levantamentosem grande escala e revisados com o desenvolvimento datecnologia e das técnicas de radiodiagnóstico

I são baseados nos valores do terceiro quartil para asdistribuições da grandeza específica encontradas nolevantamento

I não são limites regulamentados

Dosimetria de pacientes em radiodiagnóstico

I as doses recebidas por um paciente são função damodalidade de imagem, do equipamento, dos fatores datécnica utilizada, e, no caso da fluoroscopia, da habilidadedo operador em minimizar o tempo de fluoroscopia

I objetivos da dosimetriaI determinar as grandezas dosimétricas para o

estabelecimento e o uso de níveis de referência emradiodiagnóstico

I avaliação comparativa de risco de dano biológicoI avaliação do desempenho do equipamento como parte de

um programa de controle de qualidade

Dosimetria de pacientes em radiodiagnóstico

I doses típicas nos órgãos em radiografias tela-filme,incluindo mamografia Ô 1–20 mGy

I tomografia computadorizada, fluoroscopia eprocedimentos intervencionistas Ô 10–100 mGy

I valores muito abaixo dos requeridos para produzir efeitosdeterminísticos, mas podem resultar em efeitosestocásticos

Grandeza dosimétrica: KermaI um feixe de radiação indiretamente ionizante deposita

energia em um meio em um processo de dois estágios:1. a energia transportada pelos partículas não carregadas é

convertida em energia cinética de partículas carregadas2. partículas carregadas diretamente ionizantes depositam

suas energias no meio por excitação e ionizaçãoI kerma (K ) é um acrônimo para k inetic energy released in

matterI é o quociente de dEtr por dm, em que dEtr é a soma das

energias cinéticas iniciais de todas as partículascarregadas liberadas pelas partículas não carregadas emuma massa dm de material, então

K =dEtr

dm

I unidade: J/kgI o nome especial para a unidade de kerma é gray (Gy)

Grandezas dosimétricas de aplicação específica

I o kerma no ar é utilizado como base para todas grandezasde aplicação específica diretamente medidas

I kerma no ar incidente, KiI é o kerma no ar para um feixe de raios X incidente medido

no eixo central do feixe na posição da superfície dopaciente ou do objeto simulador

I a radiação retro espalhada não é incluídaI unidade: J/kg (Gy)

I kerma no ar na superfície de entrada, KeI é o kerma no ar medido no eixo central do feixe na posição

da superfície do paciente ou do objeto simulador incluindoa radiação retro espalhada

I unidade: J/kg (Gy)I outros nomes: dose na superfície de entrada, dose de

entrada na pele

Grandezas dosimétricas de aplicação específicaI rendimento do tubo de raios X, R

I é o quociente do kerma no ar a uma distância específica,d , do foco do tubo de raios X pelo produto corrente notubo-tempo de exposição

R(d) =K (d)PIt

I unidade: (J/kg)/C ou Gy/C ou Gy/(As)I produto kerma no ar área, PKA

I integral do kerma no ar sobre a área do feixe de raios X emum plano perpendicular ao eixo do feixe

PKA =

∫A

K (x , y)dxdy

I unidade: (J/kg) ·m2 ou Gy ·m2

I grandezas específicas para dosimetria em tomografiacomputadorizada

Grandezas relacionadas a efeitos estocásticos edeterminísticos

I dose no órgão

DT =εTmT

I dose glandular média, DGI dose equivalente

HT = wRDT

I unidade: J/kg ou sievert (Sv)I dose efetiva

E =∑

T

wT HT

I fatores de conversão para avaliação de dose no órgão outecido

c =dose no órgão ou tecido

grandeza medida ou calculada

Formalismo dosimétrico baseado em padrões dekerma no ar

I É o formalismo empregado para a determinação dasgrandezas dosimétricas utilizadas em radiodiagnóstico

K = (MQ0 −M0)NK ,Q0

em que MQ0 é a leitura do dosímetro sob as condições dereferência utilizadas no laboratório padrão, M0 é a leiturado dosímetro na ausência do feixe sob as mesmascondições, e NK ,Q0 é o coeficiente de calibração dodosímetro em termos do kerma no ar obtido em umlaboratório padrão

I NK ,Q0 refere-se às condições de referência utilizadas noslaboratórios padrão e é a razão entre o valorconvencionado verdadeiro da grandeza a ser medida e ovalor indicado pelo dosímetro

I K representa um termo genérico para qualquer uma dasgrandezas dosimétricas de aplicação específica aoradiodiagnóstico

Condições de referência

I As condições de referência representam um conjunto devalores (valores de referência) das grandezas de influênciapara os quais o coeficiente de calibração é válido semcorreções adicionais.

I Exemplos: qualidade do feixe, temperatura, pressão eumidade relativa do ar ambiente, direção de incidência daradiação, etc. . .

I Como as condições de medição geralmente nãocorrespondem às condições de referência utilizadas noslaboratórios padrões, correções adicionais às condiçõesde referência utilizadas no laboratório para os efeitos dasgrandezas de influência são necessárias

Grandezas de influência

I Definidas como grandezas que não são o objeto damedição, mas ainda assim podem ter uma influência noresultado da medição

I Podem ser de natureza diferente→ ambientais, dodosímetro, do campo de radiação

I Podem ter efeitos diferentes em tipos de dosímetrosdiferentes→ por exemplo dosímetros com detectoressemicondutores geralmente não são influenciados pormudanças na pressão atmosférica enquanto câmaras deionização são.

Grandezas de influênciaI Durante a medição, tantas grandezas de influência quanto

praticável são mantidas sob controleI Muitas grandezas de influência não podem ser controladasI É possível corrigir para os efeitos destas grandezas de

influência aplicando-se fatores de correçãoI Assumindo que as grandezas de influência atuam

independentemente uma da outra:

K = (MQ −M0)NK ,Q0

∏ki

em que ki representa uma correção para o efeito dai-ésima grandeza de influência

I Se M0 for desprezível

K = MQNK ,Q0

∏ki

Correções para a densidade do ar

I Câmaras de ionização

kTP =

(273,2 + T273,2 + T0

)(P0

P

)em que P0=101,3 kPa e T0=20◦C

Correções para a qualidade do feixe de radiação

I Câmaras de ionização, assumindo que as outrasgrandezas de influência são mantidas em seus valores dereferência

KQ = MQNK ,Q0kQ,Q0

kQ,Q0 fornecido pelo laboratório de calibração ou NK ,Qpara todas as qualidades Q medidas

kQ,Q0 =NK ,Q

NK ,Q0

Correções para a qualidade do feixe de radiação

KQ = MQNK ,Q0kQ,Q0

KQ =MQ

RQ

em que RQ = (NK ,Q0kQ,Q0)−1 é a resposta do dosímetro para a

qualidade Q

RQ =MQ

KQ

kQ,Q0 =RQ0

RQ=

MQ0/kQ0

MQ/kQ

Outras correções

I Algumas comuns a todos os métodos de mediçãoI não linearidade de resposta, posicionamento do detector,

não homogeneidade do campo, tamanho do campoI Outras são específicas da técnica empregada

I câmaras de ionização→ recombinação, efeitos depolaridade, corrente de fuga

I TL→ fator de correção individual, desvanecimento térmicodo sinal

Análise de incerteza

I Na dosimetria em radiodiagnóstico a incerteza associadacom a medição é muitas vezes expressa em termos daexatidão e da precisão

I A precisão especifica o grau de concordância entre osresultados de medições sucessivas de um mesmomensurando efetuadas sob as mesmas condições demedição

I O termo precisão não deve ser utilizado como exatidãoI A exatidão especifica o grau de concordância entre o

resultado de uma medição e um valor verdadeiro domensurando

I Os resultados de uma medição não podem serabsolutamente exatos e a inexatidão de um resultado demedição é caracterizado como a sua incerteza

Análise de incertezaI A incerteza de medição é um parâmetro que descreve a

dispersão dos valores medidos de uma grandeza; éavaliada por métodos estatísticos (tipo A) ou por outrosmétodos (tipo B); não tem sinal conhecido e assume-senormalmente que é simétrica

I O erro de medição é a diferença entre o resultado de umamedição e o valor verdadeiro do mensurando; tem umvalor numérico e um sinal

I O erro deve ser entendido como uma quantidade nãoconhecida exatamente e os conceitos de erro e incertezadevem ser cuidadosamente distinguidos

I O erro deve ser estimado da melhor maneira possível ecorreções devem ser feitas

I Após a aplicação de todas as correções, o valor esperadopara o erro deve ser zero e a única quantidade deinteresse deve ser a incerteza

Incerteza padrão tipo A, uAI Valor médio:

x =1N

N∑i=1

xi

I Desvio padrão:

σx =

[1

N − 1

N∑i=1

(xi − x)2

] 12

I Desvio padrão do valor médio:

σx =1√Nσx

uA = σx

obtida por análise estatística de repetidas medições e, emprincípio, pode ser reduzida aumentando-se o número demedições

Incerteza padrão tipo B, uB

I Não pode ser estimada por repetidas medições→ incluiinfluências no processo de medição, aplicação de fatoresde correção ou dados físicos obtidos da literatura

I Julgamento científico, baseando-se em todas asinformações sobre a possível variabilidade da grandeza

I Muitas vezes assume-se que a incerteza padrão tipo Btem um distribuição de probabilidades, tal como umadistribuição normal. retangular ou triangular

I Pode ser derivada estimando-se o limite superior e inferiorpara a grandeza (simétrico) e uma fração deste limite étomado como uB. A fração é escolhida de acordo com adistribuição assumida

Incerteza combinada e incerteza expandida

I A incerteza combinada uC associada a uma grandeza é asoma quadrática de uA e uB

uC = (u2A + u2

B)12

I Assume-se que a incerteza combinada tem umadistribuição normal e é multiplicada por um fator deabrangência k , para obter-se uma incerteza expandidaU = kuC

I O resultado da medição de uma grandeza qualquer Q éentão expresso por Q ± U

I A incerteza expandida U com um fator de abrangênciak = 2, correspondente a uma probabilidade deabrangência de 95%, é frequentemente utilizado pararepresentar a incerteza geral

Propagação de incertezas: um exemplo prático

KQ = MQNK ,Q0

∏ki

y = f (x1, x2, x3, . . .)

u(y) ∼=

[(∂f∂x1

)2

u2(x1) +

(∂f∂x2

)2

u2(x2) +

(∂f∂x3

)2

u2(x3) + . . .

] 12

[u(KQ)

KQ

]2

=

{[u(MQ)

MQ

]2

+

[u(NK ,QO )

NK ,QO

]2

+∑

i

[u(ki)

ki

]2} 1

2

Expressão da incerteza e resultados

I Arredondamento de númerosI 1,243→ 1,24I 3,458→ 3,46I 2,745→ 2,74

I IncertezaI 0,00546→ 0,005I 0,0235→ 0,024

Dosimetria de raios X

I medições diretasI dose de entrada na pele (kerma no ar na superfície de

entrada) com dosímetros termoluminescentesposicionadas sobre a pele do paciente

I fluoreto de lítio ou borato de lítioI muito sensíveisI aproximadamente equivalentes ao tecidoI resposta dependente da energiaI a resposta de dosímetros individuais à mesma quantidade

de radiação variaI resposta linear com a doseI radiação de fundo deve ser monitorada em medições de

doses baixas

I dose nos órgãos pode ser avaliada para exames típicosutilizando um objeto simulador antropomórfico

I também pode ser calculada a partir de dados da dose emprofundidade se a dose de entrada na pele é conhecida

Dosimetria de raios X

I medições indiretasI câmaras de ionização Ô kerma no ar Ô fator de

retroespalhamento Ô energia e tamanho do campo Ô dosede entrada na pele

I produto kerma no área Ô independente da distânciaI cálculos

I é possível estimar as dose nos pacientes conhecendo-se orendimento do tubo

Ke = R(d)PIt

(d

dfsd

)2

B

Dosimetria de raios XI medições indiretas

I Com a CR, não há nenhuma ligação física entre o receptorde imagem e o sistemas gerador de raios X

I Assim, não há possibilidade de capturar os fatores detécnica utilizados para um determinado pacientediretamente para o PACS

I Os mais importantes fabricantes de sistemas de CR têmtentado, para compensar esta dificuldade, a verificação dosfatores de técnica introduzindo alguns índices de exposiçãorelacionados com a luz emitida pelas placas de fósforodurante o processo de digitalização

I O termo índice de exposição refere-se à dose absorvida naplaca fósforo

I Após a leitura da imagem com o sistema laser ohistograma dos sinais é computado e o índice deexposição é determinado com base nos valores dos pixelsusando uma relação logarítmica

I Este parâmetro é armazenado no cabeçalho DICOM dasimagens

I medições indiretasI Os fabricantes oferecem os índices de exposição como um

salvaguarda contra doses altas, mas a base para osvalores recomendados não é clara.

I Além disso, os índices de exposição não estão diretamenterelacionados com a dose no paciente

I Note-se que o índice de exposição é uma ferramenta quefornece indiretamente informações sobre a dose nopaciente mas não é um substituto para a dose de entradana pele (ou kerma no ar na superfície de entrada) ou parao produto dose área (ou produto kerma no ar área)

I Presentemente, um esforço para padronizar estes índicesde exposição foi iniciado pela International ElectrotechnicalCommission e pela American Association of Physicists inMedicine mas a aplicação prática ainda vai exigir váriosanos

I É possível estabelecer um método indireto para calcular osvalores de kerma no ar na superfície de entrada empacientes submetidos a exames diagnósticos em sistemasde raios X com CR com base no índice de exposiçãoextraído do cabeçalho DICOM das imagens

Avaliação da dose de entrada na pele

I câmara de ionização e eletrômetro, trenaI exames e condições de exposição: kVp, mAs, filtração

adicional, tamanho do campo, ponto focal e distânciafoco-filme

I medições com a câmara de ionizaçãoI determinação da CSRI cálculo

Ke = KiB

B é o fator de retroespalhamento na água para ageometria e qualidade da radiação

I as doses equivalentes ou as doses efetivas sãodeterminadas a partir da dose de entrada na pele

I comparam-se os valores obtidos com os níveis dereferência apresentados no regulamento nacional

Fator de retroespalhamento

I razão entre o kerma no ar medido na superfície de umobjeto simulador (água) e o kerma no ar medido nomesmo ponto sem o objeto simulador

I fator pelo qual o Ki aumenta devido à radiação retroespalhada pelo objeto simulador

I é uma função do tamanho do campo e da qualidade daradiação Ô tabulados

I sugere-se que B para campos retangulares (decomprimento L e largura W ) seja obtido para campoquadrado equivalente de lado Lequiv dado por:

Lequiv =2LW

(L + W )