Universidade Estadual de Santa Cruz

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1 Universidade Estadual de Santa Cruz Programa Regional de Pós-graduação em Desenvolvimento Regional e Meio Ambiente Mestrado em Desenvolvimento Regional e Meio Ambiente AVALIAÇÃO DA POLUIÇÃO AMBIENTAL POR RADIAÇÃO EM EXAMES TOMOGRÁFICOS DE CRÂNIO ERLANA PEREIRA CAVALCANTI VERAS ILHÉUS, BAHIA 2009

2 ERLANA PEREIRA CAVALCANTI VERAS AVALIAÇÃO DA POLUIÇÃO AMBIENTAL POR RADIAÇÃO EM EXAMES TOMOGRÁFICOS DE CRÂNIO Dissertação apresentada ao Programa de Pós-Graduação em Desenvolvimento Regional e Meio Ambiente - UESC, como requisito parcial para obtenção do título de Mestre. Orientador: Prof. Dr. Félix Mas Milian. Co-orientadores: Prof. Dr. Fermin de La Caridad Garcia Velasco e Profa. Dra. Márcia Regina Pereira Attiê. ILHÉUS, BAHIA 2009

3 V476 Veras, Erlana Pereira Cavalcanti. Avaliação da poluição ambiental por radiação em exames tomográficos de crânio / Erlana Pereira Cavalcanti Veras. Ilhéus,BA: UESC: PRODEMA, x, 116f. : il. Orientador: Félix Mas Milian. Dissertação (Mestrado) Universidade Estadual de Santa Cruz, Programa de Pós - graduação em Desenvolvimento Regional e Meio Ambiente. Inclui bibliografia e apêndice. 1. Poluição Aspectos ambientais. 2. Tomografia computadorizada por Raio X. 3. Radiação Dosimetria. 4. Imagens e fantasmas (Radiologia). I. Título. CDD

4 À minha mãe Ana, meus irmãos Brisa e Kajaby, minha Avó Margareth e ao meu amado José Roberto, porque acima de qualquer outro motivo, são os mais importantes.

5 i AGRADECIMENTOS À Deus, pela força imprescindível nos momentos difíceis e pela luz nos momentos de dúvidas. À IRAD por ter as portas abertas à pesquisa. Aos coordenadores do CEPEDI por cederem o laboratório para realização de parte da pesquisa. Especialmente ao Vitor, pela ajuda na construção do simulador, e ao professor Teodoro por disponibilizar seu tempo e por sempre oferecer ajuda. Ao Programa de Pós-Graduação em Desenvolvimento Regional e Meio Ambiente da UESC por ter me acolhido e pela oportunidade de realização do Mestrado nesta área. Em especial, ao Neylor Alves Calasans pelo apoio, compreensão e incentivo durante toda a pesquisa. À Coordenação de Aperfeiçoamento de Pessoal do Nível Superior (CAPES) pelo auxílio financeiro. À toda equipe de professores e funcionários do CPqCTR pelo apoio e auxílio na realização da pesquisa. À Márcia Regina Attiê, minha amiga e co-orientadora, por toda a ajuda e carinho desde o período da graduação. Não mediu esforços para me auxiliar no curso de Biomedicina, no projeto do mestrado, nas dúvidas dos exercícios do estágio de docência, nas revisões da minha dissertação e nos inúmeros problemas ao longo deste tempo. À Agnes Fausto pelo incentivo no ingresso ao mestrado. Sei que mesmo de muito longe, estava sempre conosco.

6 ii Ao meu co-orientador Fermin de La Caridad Garcia Velasco, o qual me aceitou como orientanda depois do ingresso ao mestrado, por toda paciência e dedicação. Ele me fez crescer como pesquisadora e me fez ter gana de buscar o melhor pra mim. Ao meu orientador Félix Mas Milían, que aceitou de maneira mais próxima a tarefa de conduzir-me através da paciência, do encorajamento e amizade, tornando possível a concretização deste trabalho. Tudo deu certo pela sua dedicação. Não poderia deixar de agradecer a Maria Victoria pelos conselhos preciosos. Ao quinteto do fundo, minhas amigas do mestrado, que me proporcionaram belas risadas. Apaziguaram muitos momentos de tristeza. Deram-me suporte incondicional. À minha família que estava sempre do meu lado, apesar de não entender os motivos que me fizeram enfrentar a diversidade de momentos difíceis e sofridos para chegar à reta final. Ao meu amado José Roberto que apesar da distância estava sempre presente, suportando com maestria meus problemas, desapontamentos e dúvidas. Você é sempre o meu porto seguro. A vitória é nossa!

7 iii RESUMO Veras, E. P. C. Avaliação da poluição ambiental por radiação em exames tomográficos de crânio p. Dissertação (Mestrado) Programa de Pós-Graduação em Desenvolvimento Regional e Meio Ambiente (PRODEMA), Universidade Estadual de Santa Cruz, Ilhéus-Ba. A Tomografia Computadorizada (TC) é um importante método de diagnóstico por imagem, entretanto pode produzir altas doses de radiação nos pacientes e no ambiente, em comparação a outros métodos. Isso a converte numa importante fonte de poluição ambiental, que em qualquer nível pode trazer malefícios à saúde ambiental. O objetivo deste trabalho foi verificar os níveis do poluente no ambiente provenientes do exame tomográfico de crânio em uma instituição (Ilhéus-BA) e propor uma metodologia para a minimização das doses de radiação mantendo a qualidade das imagens. No estudo foram verificados os níveis de radiação no ambiente através da realização do levantamento radiométrico. Os níveis encontravam-se abaixo do limite de restrição de dose da Portaria 453 (1998). Já os níveis de dose absorvida pelos pacientes durante a aquisição das imagens na Fossa Posterior do exame de crânio estavam acima do limite recomendado. Com intuito de propor uma minimização do poluente foi criada uma metodologia denominada Redução à Melhor Condição. Para encontrar o melhor protocolo de realização do exame tomográfico de crânio, foram realizados para diversas configurações do exame a quantificação de dose absorvida (CTDI ar ) e testes de qualidade de imagem (Ruído, Resolução de Baixo Contraste e Resolução de Alto Contraste). Os testes foram realizados através da confecção de um phantom. Foi conseguida uma redução do nível do poluente de 19% para o novo protocolo de aquisição do exame, mantendo uma boa qualidade das imagens. Palavras-chave: tomografia computadorizada; dosimetria; qualidade de imagem; poluição ambiental.

8 iv ABSTRACT Veras, E. P. C. Evaluation of the Environmental pollution in CT scan of the skull p. Thesis (masters degree) - Graduate program of developing regional and Environment (PRODERMA), Universidade Estadual de Santa Cruz, Ilhéus-Ba. Computed tomography (CT) is an important method of diagnosis by imaging, but can produce high radiation doses in patients and the environment, compared to other methods. This makes it an important source of environmental pollution, which at any level can bring evil to the environmental health. The objective of this study was to determine the levels of the pollutant in the environment from the CT scan of skull in an institution (Ilhéus-Ba) and propose a methodology for minimizing radiation doses keeping the quality of images. The study found levels of radiation in the environment by conducting the radiometric survey. The level was below the limit of dose constraint of Ordinance 453 (1998). Now, the levels of dose absorbed by patients during the acquisition of images in the examination of the posterior gully skull were above the recommended limit. In order to propose a minimization of the pollutant was created a methodology called "Reducing the Best Condition". To find the best protocol for implementing the CT scan of the skull were performed to test various configurations of the measurement of absorbed dose (CTDIar) and tests of image quality (noise, resolution, low contrast resolution and high contrast). The tests were performed through the construction of a phantom. It achieved a reduction in the level of the pollutant by 19% for the new protocol of acquisition of the examination, maintaining a good quality of images. Keywords: computed tomography; dosimeter; image quality; environmental pollution.

9 v LISTA DE TABELAS Tabela 1- Parâmetros recomendados para exames de crânio Tabela 2- Especificações técnicas dos equipamentos tomográficos em estudo Tabela 3- Especificações das técnicas utilizadas nas medidas para as condições do exame tomográfico de crânio Tabela 4- Fatores de ocupação Tabela 5- Carga de trabalho máxima semanal Tabela 6- Especificações das técnicas utilizadas na dosimetria do exame tomográfico de crânio Tabela 7- Tabela com a variação dos protocolos do exame de crânio na instituição de Ilhéus para cortes de 3 e 10 mm de espessura Tabela 8- Valores de dose externa no ambiente tomográfico de Ilhéus Tabela 9- Valores de dose medidos para duas regiões anatômicas do exame de crânio na instituição de Ilhéus Tabela 10- Valores médios de dose em kerma no ar e CTDI ar de acordo com a variação dos protocolos do exame de crânio na instituição de Ilhéus Tabela 11- Valores de Ruído de acordo com a variação dos protocolos do exame de crânio na instituição de Ilhéus Tabela 12- Valores de RAC e RBC de acordo com a variação dos protocolos do exame de crânio na instituição de Ilhéus Tabela 13 Comparação e redução percentual na dose para exames de crânio na instituição de Ilhéus

10 vi LISTA DE FIGURAS Figura 1 - Esquematização do ambiente tomográfico. (a): o tomógrafo (conhecido como gantry); (b): visualização do tubo de raios-x (T), detectores (D), feixe de raios-x (X) e direção de rotação (R); (c): mesa de comando Figura 2 - Esquematização do conjunto rotação e movimentação da mesa na tomografia computadorizada: (A) para o exame no modo axial; (B) para o exame helicoidal Figura 3 - Esquematização das gerações da tomografia computadorizada: a. para a primeira geração; b. para a segunda geração; c. para a terceira geração; e d. para a quarta geração Figura 4 - Representação do sinal do perfil de atenuação gerado pelo detector (MARCONATO, 2005) Figura 5 - Representação das etapas da retroprojeção (MARCONATO, 2001) Figura 6- Imagem tomográfica do crânio: axial (a), coronal (b), sagital (c) e 3D (d) Figura 7- Tomografia computadorizada do crânio humano. Cortes de realizados desde a base do crânio até o final da calota Figura 8- Imagem referencial (Scout) para a programação da tomografia computadorizada do crânio humano. Cortes de realizados desde a base do crânio até o final da calota Figura 9- Perfil de kerma ar de um corte com colimação NT Figura 10 - Princípios do exame de TC axial (a) e TC helicoidal (b). Durante o exame da TC axial, os loci do ponto focal do tubo de raios-x formam uma série de cursos, definindo cada círculo um plano. Na TC helicoidal, o locus do ponto focal do tubo de raios-x é uma hélice Figura 11 - Correlações entre o produto da corrente pelo tempo e a dose (a) e a qualidade da imagem, representada pelo ruído (b) Figura 12 - Correlações entre a tensão do tubo e a dose (1) e entre a qualidade da imagem, representada pelo ruído (2): onde (a) mantendo o produto da corrente pelo tempo constante e (b) com a o produto da corrente pelo tempo diminuindo na mesma proporção Figura 13- Esquematização do ambiente tomográfico da instituição de Ilhéus: a- sala do tomógrafo; b- sala de comando

11 vii Figura 14- Objeto simulador cilíndrico em acrílico preenchido com água Figura 15- Monitor de radiação Radcal e câmara de ionização do tipo bolacha Figura 16- Programa Radiation Monitor Controler: a- página principal do programa; b- programa em funcionamento Figura 17- Esquema do ambiente tomográfico da instituição de Ilhéus Figura 18- Monitor de radiação Radcal (eletrômetro) e câmara de ionização do tipo lápis Figura 19- Posicionamento da câmara de ionização no tomógrafo de Ilhéus.. 59 Figura 20- Projeto do módulo de dosimetria: placa de encaixe da câmara de ionização. O orifício de linha tracejada para encaixe da câmara de ionização e o orifício de linha pontilhada para encaixe do parafuso Figura 21- Projeto do módulo para realização do teste de Ruído Figura 22- Projeto do módulo para realização do teste de Resolução de Baixo Contraste Figura 23- Projeto do módulo para realização do teste de Resolução de Alto Contraste Figura 24- Projeto do módulo para realização do teste de Alinhamento de Resolução de Alto Contraste Figura 25- Projeto do phantom de dosimetria e testes de qualidade de imagem Figura 26- Imagem do simulador do teste de Ruído com os respectivos ROIs para medidas do desvio padrão dos números CT Figura 27- Esquematização da metodologia de escolha da melhor condição.. 68 Figura 28- Valores de produto corrente pelo tempo de rotação para exames de crânio na instituição estudada Figura 29- Níveis de dose nas posições de medida Figura 30- Níveis de dose externa nas posições de medida Figura 31- Distribuição dos valores de CTDI ar calculados para exames de crânio

12 viii Figura 32- Esquematização do phantom criado pela pesquisa para medida de dose e para realização dos testes de qualidade de imagem Figura 33- Esquematização do módulo de dosimetria: placa de encaixe da câmara de ionização Figura 34- Esquematização do módulo para realização do teste de Ruído e suas respectivas imagens tomográficas Figura 35- Esquematização do módulo para realização do teste de Resolução de Baixo Contraste e suas respectivas imagens tomográficas Figura 36- Módulo para realização do teste de Resolução de Alto Contraste e suas respectivas imagens tomográficas Figura 37- Esquematização do módulo para realização do teste de Alinhamento de Resolução de Alto Contraste e suas respectivas imagens tomográficas (corte tomográfico e reconstrução) Figura 38- Distribuição dos valores de dose em função do produto da corrente pelo tempo de exposição na instituição de Ilhéus Figura 39- Distribuição dos valores de ruído em função do produto da corrente pelo tempo de exposição na instituição de Ilhéus Figura 40- Imagens do simulador de Ruído: kv, 180 mas e 3mm; kv, 270 mas e 10mm Figura 41- Distribuição dos valores de dose e ruído em função da tensão para várias faixas de produto da corrente pelo tempo de exposição, em cortes de 3 mm na instituição de Ilhéus Figura 42- Distribuição dos valores de dose e ruído em função da tensão para várias faixas do produto da corrente pelo tempo de exposição, em cortes de 10 mm na instituição de Ilhéus Figura 43- Imagens do simulador de RBC: kv, 180 mas e 3mm; kv, 270 mas e 10mm Figura 44- Imagens do simulador de RAC: kv, 180 mas e 3mm; kv, 270 mas e 10mm Figura 45- Imagens do simulador de Alinhamento de RAC: kv, 180 mas e 3mm; kv, 270 mas e 10mm Figura 46- Distribuição dos valores de ruído, RBC e RAC em função do CTDI ar para espessura de corte de 3 mm: linha contínua para escolha das configurações de cada teste e linha tracejada para delimitação das configurações dos três testes... 97

13 Figura 47- Distribuição dos valores de ruído, RBC e RAC em função do CTDI ar para espessura de corte de 3 mm: linha contínua para escolha das configurações de cada teste e linha tracejada para delimitação das configurações dos três testes ix

14 x LISTA DE ABREVIATURAS E SIGLAS ACR ANVISA DICOM Colégio Americano de Radiologia Agência Nacional de Vigilância Sanitária Imagem Digital e Comunicações na Medicina American College of Radiology - Digital Imaging and Communications in Medicine FOV Campo de visão Field Of Vision IAEA ICRP ICRU ImPACT kvp mas NRD Agência Internacional de Energia Atômica Comissão Internacional de Proteção Radiológica Comissão Internacional de Unidades de Radiação Grupo de avaliação de imagem e desempenho de tomógrafos Quiilovolt pico Miliampere-segundos Nível de referência de dose International Atomic Energy Agency International Commission on Radiological Protection International Commission on Radiation Units Image Performance Assessment of CT scanners Group PMMA Polimetilmetacrilato - ROI Região de interesse Region Of Interest TC Tomografia Computadorizada Computed Tomography

15 xi SUMÁRIO 1 INTRODUÇÃO OBJETIVOS FUNDAMENTOS TEÓRICOS Poluição por radiação ionizante Efeitos biológicos da radiação A tomografia computadorizada Dosimetria em tomografia computadorizada Grandezas utilizadas na dosimetria das radiações em radiodiagnóstico Fatores que influenciam na dose Fatores relacionados ao tipo de tomografia Fatores teórico-operacionais Relação entre dose e qualidade de imagem ESTADO ATUAL MATERIAIS E MÉTODOS Caracterização da instituição Avaliação do nível do poluente na instituição de TC Levantamento radiométrico Levantamento de dose absorvida pelo paciente Desenvolvimento de uma metodologia para indicar novos parâmetros para a realização dos exames Configurações Construção do phantom Levantamento de dose e testes de controle de qualidade da imagens A nova metodologia RESULTADOS E DISCUSSÕES Caracterização da instituição Avaliação do nível do poluente na instituição de TC Levantamento radiométrico Levantamento de dose absorvida pelo paciente Desenvolvimento de uma metodologia para indicar novos parâmetros para a realização dos exames... 77

16 xii Configurações Novo phantom para medições de dosimetria e controle de qualidade de imagem Levantamento de dose e testes de controle de qualidade da imagens A nova metodologia CONCLUSÕES REFERÊNCIAS APÊNDICE A APÊNDICE B APÊNDICE C APÊNDICE D

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18 15 1 INTRODUÇÃO Foi em 1973, nos Estados Unidos, que o primeiro equipamento de tomografia computadorizada (TC) foi introduzido como método de diagnóstico por imagem. É considerada a maior inovação da radiologia desde o descobrimento dos raios-x por Roentgen, em Basicamente, é um exame de finas secções transversais do corpo (cortes tomográficos), utilizando feixes colimados de raios-x. Esta técnica possibilita mínima superposição de estruturas anatômicas e possui capacidade de diferenciar tecidos com densidades muito próximas. Desde então, a TC continua a ganhar importância na prática médica. Entretanto o cuidado com a utilização dos equipamentos emissores de raios-x tem se tornado motivo de preocupação de cientistas de todo o mundo. A tomografia computadorizada é um procedimento diagnóstico que envolve doses de radiação relativamente altas, especialmente quando se trata de investigar patologias de crânio. Os métodos de imagem utilizando raios-x na prática médica constituem uma ferramenta útil para o diagnóstico de uma grande variedade de condições patológicas. Os benefícios destes métodos são inquestionáveis e através da evolução tecnológica surgem novas aplicações que fornecem importantes contribuições na abordagem de patologias e nas perspectivas de tratamento. Entretanto, deve-se considerar que estes métodos envolvem diretamente a exposição do organismo humano a um campo de radiação ionizante, tornando necessária a existência de um balanço entre os benefícios e os prejuízos que possam ser determinados por esta prática (BASTOS, 2006). A proteção de pacientes submetidos a exames radiológicos é determinada pelos princípios da justificação e otimização. Para que sejam estas exposições clinicamente justificadas, o benefício à saúde do paciente deve, claramente, exceder aos riscos imputados pela radiação (ICRP, 1991). Nos EUA o uso desta tecnologia representa 10% de todos os procedimentos

19 16 radiológicos e 67% da dose de radiação total (METTLER, 2000). Dados estatísticos mostram que no Reino Unido a TC pode contribuir em torno de 40% do total da dose coletiva representando 4% de todos os exames radiológicos (SHRIMPTON, 1998). Segundo o relatório do Comitê Científico das Nações Unidas para os Efeitos da Radiação Atômica (UNSCEAR, 2000), estes exames representam 34% da dose coletiva anual entre todos os exames de diagnóstico por imagem que utilizam raios- X. As doses em pacientes submetidos a exames tomográficos e no ambiente são de três a quase cem vezes mais altas em comparação com as doses recebidas em exames radiológicos convencionais (YANO, 2002). Essa questão tem de ser tratada de forma integrada com os fatores ambientais, pois o raio-x é considerado como um poluente potencial. Deste modo, a radiação ionizante, conecta-se com o conceito de poluição ambiental por ser um elemento de origem antropogênica e que traz malefício à saúde (BRILHANTE, 1999). Esse assunto é de relevância, pois este tipo de diagnóstico representa risco para a saúde das pessoas e produz impactos ao meio ambiente, quando não utilizado de forma adequada. Por isso, dados os níveis relativamente elevados emitidos por esses exames, essa técnica de obtenção de imagens representa, atualmente, a principal fonte de exposição da população e do ambiente aos raios-x, no campo do radiodiagnóstico. Torna-se necessária à busca pela maximização da eficiência do procedimento tomográfico, tornando relevante estudos para avaliar e minimizar as doses de radiação das técnicas tomográficas. A dosimetria das radiações se preocupa em estimar a dose média de radiação absorvida pelos tecidos e órgãos no corpo. Um segundo objetivo da dosimetria, neste contexto, é fornecer uma estrutura prática que possibilite aos serviços de radiodiagnóstico verificar as doses utilizadas e compará-las com parâmetros de boa prática conhecidos como níveis de referência de dose, NRD (WALL, 2004). Desta maneira, portanto, a dosimetria serve aos propósitos de otimização. Os parâmetros responsáveis pelas doses nos exames de TC estão relacionados à produção dos raios-x (YEOMAN, et al., 1992; SEIFERT, et al., 1998). Estes parâmetros são: a espessura e o número de cortes tomográficos e fatores operacionais geradores de raios-x, como a tensão aplicada à ampola (kv) e o produto da corrente pelo tempo de exposição (mas). De todos os parâmetros

20 17 responsáveis pelo aumento da dose de radiação, os fatores teórico-operacionais induzem um aumento mais significativo. As doses de radiação podem ser modificadas em função das características dos protocolos utilizados na realização dos exames (SEIFERT, et al., 1998; GELEIJNS et al. 1994). Como resultado, imagens de qualidade clinicamente aceitáveis com doses absorvidas dentro das recomendações internacionais requerem protocolos pré-definidos (GOLDMAN, 2007). É importante, para estes protocolos, a avaliação dos parâmetros de irradiação selecionados, já que as alterações de parâmetros influenciam nas doses absorvidas e na qualidade de imagem do tomógrafo. Os temas abordados neste estudo foram pioneiros na região, não havendo pesquisas nesta área de imaginologia. Este estudo, além de analisar as doses geradas e a qualidade da imagem dos exames de crânio, os parâmetros responsáveis pela variação da dose e qualidade da imagem e propor uma minimização das doses mantendo uma qualidade de imagem satisfatória, ousou-se em discorrer sobre a caracterização da radiação ionizante como gerador de poluição ambiental.

21 18 2 OBJETIVOS Considerando-se o crescente aumento da realização de exames tomográficos, o nível de exposição gerada por estas técnicas e o impacto que a utilização desta tecnologia pode causar no meio ambiente, este trabalho tem por objetivo geral: Avaliar o nível do poluente ambiental gerado por radiação ionizante artificial proveniente dos exames tomográficos de crânio numa instituição de Ilhéus. Os objetivos específicos são: Avaliar o nível do poluente gerado por radiação na instituição de TC; Desenvolver uma metodologia para indicar novos parâmetros para realização dos exames que visem uma minimização das doses de radiação mantendo uma qualidade de imagem satisfatória.

22 19 3 FUNDAMENTOS TEÓRICOS 3.1 Poluição por radiação ionizante Normalmente considera-se como poluição uma quantidade de matéria depositada em um local inadequado que provoca morte ou doenças. Braga (2001) conceitua poluição como uma alteração indesejável nas características físicas, químicas ou biológicas da atmosfera, litosfera ou hidrosfera que cause ou possa causar prejuízo à saúde, à sobrevivência ou às atividades dos seres humanos e outras espécies. E Brilhante (1999) considera que toda a atividade humana, seja produção ou consumo, produz poluentes que culminam em danos ao meio ambiente. Por isso, o conceito de poluição abordado integra-se com o da política nacional de meio ambiente, cuja definição, nos artigos 216 e 225 da Constituição Federal de 1988 é dada como a degradação da qualidade ambiental resultante de atividades que entre outras coisas direta ou indiretamente prejudiquem a saúde, a segurança e bem estar da população. Todo o produto tecnológico e toda a ação científica, além do benefício oferecido, submetem a sociedade a riscos. A percepção de muitos destes riscos está vinculada ao conhecimento científico dos impactos negativos que acompanham o desenvolvimento. Eles são agravados em casos como os das radiações que não emitem impactos diretos a percepção humana (BECK, 1997). Tem crescido a consciência de que o aumento das radiações ionizantes consideradas como poluentes invisíveis, causa danos à saúde e a desconfiança de que possa modificar lentamente as formas de vida conhecidas. Como a radiação não é percebida visualmente, ela não é um assunto tão abordado pelos meios de informação, esse é o caso da radiação utilizada no radiodiagnóstico. A obtenção de imagens para diagnóstico médico utilizando-se raios-x iniciouse logo após a sua descoberta em Os efeitos danosos à saúde também

23 20 começaram a ser notados desde o início, principalmente as dermatites. Posteriormente verificou-se também que além dos danos nas pessoas expostas, as radiações poderiam resultar em efeitos nos seus descendentes. São inquestionáveis os benefícios da utilização dos raios-x no diagnóstico médico. Deve-se, então, minimizar o quanto possível à probabilidade dos efeitos biológicos. Nas discussões sobre as questões ambientais é comum a vinculação da sobrevivência do homem a um modelo de desenvolvimento sustentável. Para Braga (2001), uma das premissas básicas para este modelo é o controle da poluição, gerando menos resíduos para serem absorvidos pelo ambiente. Assim como em toda a prática, no serviço de diagnóstico por imagem é necessário o desenvolvimento de ações otimizadas para a redução das exposições e dos resíduos. Compreender que a radiação ionizante é um poluente significa compreender que causa danos ao homem e ao meio ambiente e que tais danos podem ser minimizados. É importante admitir a prática do radiodiagnóstico muitas vezes é efetuada de maneira incoerente com a legislação em vigor e que isto representa uma exposição a um poluente, algumas vezes letal, de forma desnecessária. Desde 1980, a Organização Mundial de Saúde propõe que seja implantado um programa de inspeção e garantia de qualidade em radiologia diagnóstica com o objetivo de reduzir a exposição desnecessária do paciente e do ambiente (OPAS, 1984). A mesma proposta é feita pela Secretaria de Vigilância Sanitária do Brasil, através da portaria 453/98 do Ministério da Saúde. 3.2 Efeitos biológicos da radiação Depois da descoberta dos raios-x e da radioatividade, ficou evidente que tecidos biológicos eram afetados de maneira danosa pelas radiações ionizantes. Inicialmente, observaram-se danos na pele das mãos dos médicos radiologistas e queda de cabelo de pacientes irradiados. O primeiro relato associando a exposição às radiações à indução de câncer foi publicado em Logo em seguida, foi descoberto que a irradiação do tecido germinativo de plantas e animais resultava em

24 21 efeitos nos descendentes. Entretanto, também foram detectados precocemente os benefícios do uso da radiação no diagnóstico e no tratamento médico (cura de tumores). Assim, evidenciou-se a importância do estudo dos efeitos biológicos das radiações ionizantes, a fim de minimizar os seus efeitos prejudiciais no homem e em outras espécies e maximizar os benefícios do seu uso. Na exposição de tecidos vivos à radiação ionizante há absorção da energia dos fótons pelas células. A transferência de energia resulta na ionização e excitação de átomos e moléculas. Na interação dos elétrons com as células são produzidas moléculas estáveis ou instáveis e radicais livres, os quais podem reagir com moléculas adjacentes e direta ou indiretamente, exercer uma grande variedade de efeitos indesejáveis nas células irradiadas. (WEBBON, 1995 apud DAMASCENO, 2006). Na Interação da radiação com o corpo humano, a radiação pode causar danos na célula. Dos vários danos que a radiação pode provocar em uma célula, o mais importante é o que ocorre com o DNA. Eles são freqüentemente reparados, mas, não ocorrendo o reparo, pode ocorrer a morte celular, a incapacidade de se reproduzir ou a mutação de uma célula viável. Após estudos realizados, verificou-se que moléculas importantes, como o DNA, poderiam ser danificadas pela produção de íons (radicais livres) e deposição da energia. Além disso, foi constatado que a quantidade do dano biológico produzido depende da energia total depositada, ou seja, da dose de radiação. O mecanismo de interação da radiação com a célula pode ser de dois tipos: do tipo direto no DNA ou, mais comumente, o tipo indireto, quando há a formação de radicais livres que ionizam o citoplasma e afetam o DNA. Os níveis de dose das práticas do radiodiagnóstico, especialmente da prática da tomografia computadorizada, produzem efeitos deletérios estocásticos, que podem causar efeitos somáticos e hereditários. Neste evento, qualquer dose de radiação, mesmo muito pequena, pode resultar em efeito para a célula. Quanto maior a dose, maior a probabilidade de ocorrência. Para minimizar a probabilidade de ocorrência de efeitos estocásticos, a proteção radiológica deve ser empregada de tal forma que a dose de radiação seja a mais baixa possível, levando-se em conta o principio ALARA acrômio para As Low As Reasonable Achievable, que significa: tão baixo quanto possivelmente exeqüível. Os efeitos estocásticos como a carcinogênese e danos genéticos são os mais importantes. A indução do câncer pela radiação verificada em um indivíduo exposto

25 22 é chamada efeito somático. Os tecidos mais susceptíveis a indução de malignidades são a medula óssea, a mucosa do trato gastrintestinal, o tecido mamário, as gônadas e os tecidos linfáticos. Os danos decorrentes das exposições aumentam de acordo com a dose recebida. Segundo o relatório da United Nations Scientific Committee on the Effects of Atomic Radiation (UNSCEAR, 2000), muitas formas de leucemia e cânceres de muitos órgãos, tais como os de pulmão, de mama e das glândulas tireóide podem ser atribuídos à exposição às radiações. Não existem limites de doses que realmente não determinem danos para os seres vivos, para as exposições médicas, mas como é conhecido, existe uma relação proporcional entre a dose e o dano da célula. Assim, várias pesquisas são realizadas com o intuito de verificar a possibilidade da realização de exames com baixas doses, sem prejuízos na qualidade da imagem, e com poucos danos biológicos. 3.3 A tomografia computadorizada Entre as modalidades de emissões de radiação por fontes artificiais pode-se citar a radiologia médica, a acadêmica e a industrial (DAMASCENO, 2006). A primeira, onde enquadra-se o objeto do estudo deste trabalho, é largamente utilizada viabilizando os benefícios das radiações ionizantes em tratamentos e na promoção de diagnósticos de uma série de patologias. As técnicas de radiologia médica, por sua vez, classificam-se em: radiologia diagnóstica ou radiodiagnóstico, radioterapia e medicina nuclear. Os serviços de radiodiagnóstico são aqueles que utilizam a radiação ionizante, em geral os raios-x, para a obtenção de imagens médicas. Encontra-se nesta categoria, os serviços de mamografia, tomografia e radiografia. Tais serviços ao serem comparados com outras modalidades de radiologia médica, expõem, em geral, o paciente a uma dose mais baixa, porém pelo seu volume de utilização, torna-se a modalidade artificial que mais oferece dose ao ser humano.

26 23 Em particular, a tomografia computadorizada (TC) como método de diagnóstico por imagem foi apresentada à sociedade científica no ano de 1972 por Godfrey N. Hounsfield, engenheiro eletrônico, na Inglaterra (NÓBREGA & DAROS, 2004). O método obteve grande repercussão, particulamente pelas suas propriedades de avaliação de tecidos moles como músculos, as vísceras e o parênquima cerebral, até então difíceis de serem demonstrados. A tomografia computadorizada é um método de diagnóstico por imagem que combina o uso de raios-x obtidos por tubos de alta potência com computadores especialmente adaptados para processar grande volume de informações e produzir imagens com alto grau de resolução (NÓBREGA & DAROS, 2004). A TC baseia-se nos mesmos princípios que a radiografia convencional, segundo os quais tecidos com diferente densidade absorvem a radiação de forma diferente. Ao serem atravessados por raios-x, tecidos mais densos (como o fígado) ou com elementos mais pesados (como o cálcio presente nos ossos), absorvem mais radiação que tecidos menos densos (como o pulmão, que está cheio de ar). Assim, uma imagem da TC indica a quantidade de radiação absorvida por cada parte do corpo analisada (radiodensidade), e traduz essas variações numa escala de cinzas, produzindo uma imagem. Cada pixel da imagem na tela corresponde à média da absorção dos tecidos nessa zona, expresso em unidades de Hounsfield (em homenagem ao criador da primeira máquina de TC). Para obter uma TC, o paciente é colocado numa mesa que se desloca para o interior de um anel de cerca de 70cm de diâmetro. À volta deste encontra-se uma ampola de raios-x (responsável pela produção da radiação), num suporte circular designado gantry. Do lado oposto à ampola encontra-se o detector responsável por captar a radiação e transmitir essa informação ao computador ao qual está conectado (Figura 1).

27 24 a b c Figura 1 - Esquematização do ambiente tomográfico. (a): o tomógrafo (conhecido como gantry); (b): visualização do tubo de raios-x (T), detectores (D), feixe de raios-x (X) e direção de rotação (R); (c): mesa de comando. Nas máquinas convencionais, durante o exame, o tubo de raios-x descreve uma volta completa (360º) em torno do paciente, emitindo raios-x que após atravessar o corpo do paciente são captados na outra extremidade pelo detector. Os dados obtidos pelo detector são então processados pelo computador, que analisa as variações de absorção ao longo da secção observada, e reconstrói esses dados sob a forma de uma imagem. A mesa com o paciente avança então mais um pouco, repetindo-se o processo para obter uma nova imagem, alguns milímetros ou centímetros mais abaixo. Máquinas mais recentes, designadas helicoidais, utilizadas nesta pesquisa, descrevem uma hélice em torno do corpo do paciente, em vez de uma sucessão de círculos completos. Desta forma é obtida informação de uma forma contínua, permitindo, dentro de certos limites, reconstruir imagens de qualquer secção analisada, não se limitando portanto aos "círculos" obtidos com as máquinas convencionais. Permitem também a utilização de doses menores de radiação, além de serem muito mais rápidas. A hélice é possível porque a mesa de pacientes, ao invés de ficar parada durante a aquisição, durante o corte, tal como ocorre na

28 25 tomografia convencional, avança continuamente durante a realização dos cortes. Na tomografia convencional a mesa anda e pára a cada novo corte (Figura 2). Figura 2 - Esquematização do conjunto rotação e movimentação da mesa na tomografia computadorizada: (A) para o exame no modo axial; (B) para o exame helicoidal. Métodos de varredura: A configuração apresentada pelo tubo de raios-x e detectores (gantry) determina a geração do tomógrafo (ROMANS, 1995), cujo termo foi empregado para indicar um período de significativo desenvolvimento da tomografia computadorizada. Cada novo projeto tubo-detector foi denominado com um número de geração consecutivo. Os tomógrafos de primeira geração (Figura 3-a) ou de geometria de feixe paralelo são os tomógrafos mais simples de serem construídos. Para esse tomógrafo múltiplas medidas de transmissão dos raios-x são obtidas usando um feixe altamente colimado de radiação e um detector. O feixe é transladado em movimentos lineares ao longo da amostra para se obter um perfil de projeção. A fonte e o detector são ambos rotacionados ao longo da amostra e esse processo é repetido até que um arco de 180º seja coberto. Esse movimento de varredura exige um tempo relativamente grande para a obtenção de uma imagem. Esta geometria foi usada pioneiramente por Hounsfield (1973) em seu experimento, mas os tomógrafos modernos não utilizam mais esse tipo de sistema.

29 26 Figura 3 - Esquematização das gerações da tomografia computadorizada: A. para a primeira geração; B. para a segunda geração; C. para a terceira geração; e D. para a quarta geração. Fonte: Os tomógrafos de segunda geração ou de múltiplos detectores permitiram a redução do tempo de varredura através do uso de um feixe estreito em forma de leque e um arranjo linear de detectores (Figura 3-b), além de uma redução da dose no paciente. Um movimento de varredura de translação-rotação é ainda empregado, no entanto um grande incremento de rotação pode ser usado. Os tomógrafos de terceira geração consistem em um arranjo de detectores e um tubo de raios-x, o qual produz um feixe em leque que compreende todo o arranjo de detectores. O feixe de raios-x é suficientemente largo para conter todo o paciente, de modo que os detectores e o tubo rotacionam juntos (Figura 3-c). Essa geometria é denominada rotação-rotação. O modelo de terceira geração é a

30 27 configuração mais fabricada pela indústria médica atualmente. Os tomógrafos de quarta geração apresentam o tubo de raios-x e o feixe de radiação em leque rotacionando em torno do paciente, enquanto que o arranjo de detectores permanece fixo. O arranjo de detectores nesse caso pode consistir de 600 até 4800 detectores independentes em um círculo que envolve completamente o paciente (Figura 3-d). Atualmente a maioria dos equipamentos fabricados possui a tecnologia de Múltiplos Detectores, que adquire mais de uma secção do paciente a cada giro do tubo de raios-x. Estes equipamentos são capazes de adquirir imagens de todo o corpo em menos de 20 segundos. Entretanto, esta não é a realidade encontrada na maioria dos centros de diagnóstico por imagem do Brasil, já que o valor associados a esta tecnologia é bastante alto (MARCONATO, 2005). Os tomógrafos utilizados na pesquisa se enquadram na terceira geração, a qual é a configuração mais fabricada pela indústria médica atualmente. Aquisição de Dados A fase de aquisição de dados é também conhecida como fase de varredura ou de exploração. Inicia-se com a exposição de uma secção da região do corpo a um feixe colimado de raios-x, na forma de um leque fino, envolvendo as suas extremidades. Os fótons de radiação que atravessam a secção do corpo atingem um conjunto de detectores, no lado oposto, tendo o paciente no centro. Os detectores não vêem uma imagem completa da secção do corpo, apenas a projeção de uma imagem latente nesse ângulo de visão. A intensidade do sinal do detector é uma medida da atenuação. Uma projeção é composta por um conjunto das medidas de atenuação dos fótons de raios-x, denominado perfil de atenuação (Figura 4) (MARCONATO, 2005).

31 28 Figura 4 - Representação do sinal do perfil de atenuação gerado pelo detector (MARCONATO, 2005). Para produzir a imagem é necessário um conjunto de perfis de atenuação obtidos em diferentes ângulos de projeção. Estes são obtidos pela rotação do tubo de raios-x em torno da secção do corpo. Durante a rotação, as leituras dos detectores são registradas em intervalos fixos de tempo. O ângulo mínimo de varredura necessário para obter a imagem através do mapeamento dos coeficientes lineares de atenuação da secção é 180º. Os dados são duplicados se a rotação é completa, 360º. Varreduras com ângulos menores são realizadas com o objetivo de diminuir o tempo, e com ângulos maiores para diminuir os artefatos de movimento em estudos de regiões do tronco (CARLOS, 2002). O número total de medidas de atenuação durante a varredura de corte é dado pelo produto do número de projeções e o número de fótons por projeção. Cada imagem requer cerca a de medidas, dependendo do modelo do tomógrafo e da técnica selecionada. Os sinais codificados dos detectores que alimentam os programas de reconstrução da imagem são denominados dados brutos (SEERAM, 2001).

32 29 Reconstrução da Imagem A reconstrução da imagem em TC é realizada por um complexo sistema computadorizado. Algoritmos matemáticos transformam os dados brutos em imagem numérica ou digital. A imagem digital é uma matriz bidimensional em que cada elemento de matriz, denominado de pixel, recebe um valor numérico denominado de número de TC. O número de TC está relacionado ao coeficiente linear médio de atenuação do elemento do objeto, o voxel, que ele representa (MARCONATO, 2005). A definição do número de TC em unidades Hounsfield (UH) é dada pela equação abaixo. (1) Onde µ t é o coeficiente de atenuação linear médio do material que compõe o voxel e µ w é o coeficiente de atenuação linear da água. Por definição, o número de TC da água é igual a zero. A secção do objeto deve ser imaginada como se fosse dividida em voxels, e cada voxel é representado por um pixel. O tamanho do voxel é fundamental na qualidade da imagem, sendo selecionado de acordo com o requisito clínico. Sua altura é igual à espessura do corte e a base é estabelecida pela razão entre o campo de visão e o tamanho da matriz. O campo de visão (FOV) é o diâmetro máximo da imagem reconstruída, selecionado pelo operador. A imagem de reconstrução é, em geral, de 512 x 512 ou 1024 x 1024 pixels (CARLOS, 2002). A energia média dos fótons de raios-x está na faixa de 50 kev a 70 kev. Nesta faixa de energia, a interação predominante entre fótons e tecido mole é o espalhamento Compton, onde o coeficiente linear de atenuação tem forte dependência com a densidade do tecido. Desta forma, pelo menos para os tecidos moles, os números de TC estão intimamente relacionados à densidade do tecido. Para tecidos menos densos que a água o valor de número de TC é negativo. Um número de TC positivo indica que a densidade do tecido é maior que a da água. Um

33 30 determinado tecido pode produzir valores diferentes de números de TC se investigado em diferentes tomógrafos, visto que os espectros de raios-x (tensão e filtros físicos) e os procedimentos de calibração do sistema não são semelhantes. Além disso, em um mesmo tomógrafo, o número de TC pode variar em função da localização do tecido dentro da área examinada (CARLOS, 2002). Embora haja vários métodos para a reconstrução de imagens de TC, o método da retroprojeção filtrada é quase que exclusivamente usado. Este método consiste em superpor os sinais projetados do perfil de atenuação para trás, ao longo da direção em que os dados de projeção foram coletados. Na Figura 5 é ilustrada a imagem formada a partir de quatro das muitas projeções realizadas na varredura real. É possível observar uma silhueta borrada do objeto (CARLOS, 2002). Figura 5 - Representação das etapas da retroprojeção (MARCONATO, 2001). Com um número muito maior de projeções, o borramento permanece devido à contribuição dos prolongamentos dos perfis que caem fora da imagem do detalhe analisado. Para evitar a borrosidade, as projeções são pré-processadas e submetidas a uma convolução com uma função filtro, antes da retroprojeção. O filtro matemático também é conhecido por Kernel, isto é, núcleo e dispõe de algoritmos

34 31 que realizam cálculos para apresentar a imagem de formas diferentes, por exemplo, intensificando bordas ou suavizando estruturas. A convolução produz sinais que contêm componentes positivas e negativas, que se cancelam na retroprojeção (CARLOS, 2002). Os equipamentos Single-slice possuem aproximadamente quatro tipos diferentes de filtros, entretanto, com o avanço tecnológico e o surgimento dos equipamentos Multislice diversos filtros foram implementados nestes equipamentos modernos, podendo ultrapassar trinta tipos de reconstrução das imagens (MARCONATO, 2005). Apresentação da Imagem A fase final é a conversão da imagem digital em uma imagem de vídeo para que possa ser diretamente observada em um monitor e, posteriormente, documentada em filme. Esta fase é efetuada por componentes eletrônicos que funcionam como um conversor analógico digital. A relação entre os valores dos números de TC do pixel da matriz de reconstrução para os tons de cinza, ou de brilho, da matriz de apresentação é estabelecida pela seleção da janela. O limite superior e inferior da janela é determinado pelo centro e largura da janela, que definem a faixa dos números de TC que é convertida em tons de cinza da imagem (MARCONATO, 2005). Os pixels que possuem números de TC acima do limite superior da janela são mostrados na cor branca e aqueles cujos números de TC estão abaixo do limite inferior apresentam-se em preto. A seleção da janela é extremamente importante e irá definir quais as estruturas serão visualizadas e posteriormente impressas de forma adequada em um filme para a interpretação pelo médico radiologista (CARLOS, 2002). As imagens tomográficas podem ser apresentadas em dois planos básicos: o plano axial (perpendicular ao maior eixo do corpo) e o plano coronal (paralelo a sutura coronal do crânio ou seja é uma visão frontal). Após obtidas as imagens, recursos computacionais podem permitir reconstruções no plano sagital (paralelo a sutura sagital do crânio) ou reconstruções tri-dimensionais (Figura 6).

35 32 a b c d Figura 6- Imagem tomográfica do crânio: axial (a), coronal (b), sagital (c) e 3D (d). O exame tomográfico Os principais exames realizados em TC são: crânio; tórax helicoidal e em altaresolução; abdômen total, superior (inicio do fígado até o final do rim) e inferior (pelve); e coluna lombar. Essa técnica tem representado, ao longo de toda a sua evolução, um dos principais métodos de diagnóstico por imagem de patologias humanas, permitindo sua identificação, caracterização, análise evolutiva, assim como o estabelecimento de propostas de tratamento e a avaliação de terapêuticas adotadas para doenças (ANDRADE, 2008). O exame tomográfico mais realizado no eixo Ilhéus-Itabuna é o de crânio (Figura 7). Essa característica se deve ao fato desta microrregião possuir grupos referência na área de neurologia e neurocirurgia, possibilitando migração de pacientes de outras micro-regiões para diagnóstico e tratamento nestas cidades.

36 33 Figura 7- Tomografia computadorizada do crânio humano. Cortes de realizados desde a base do crânio até o final da calota. Fonte: /thumb/e/ed/ct_of_brain_of_mikael_h%c3%a4ggstr%c3%b6m_large.png/ Os exames de tomografia computadorizada de cabeça são classificados em: crânio; face e seios da face; mastóide; articulação têmporo-mandibular; sela túrcica; e varredura volumétrica. Os exames de crânio são indicados em casos de lesões traumáticas, crises convulsivas freqüentes e investigação de patologias cerebrais locais ou difusas quando a ressonância magnética não está disponível ou é contraindicada (BONGARTZ et al., 2004). O exame de cérebro é subdividido em duas seções: base (fossa posterior) e hemisférios cerebrais (supratentorial). Para cada uma das seções, são utilizados parâmetros de exposição diferentes. Como a fossa posterior é composta por estruturas ósseas de pequeno tamanho, cortes mais finos e mais próximos são necessários (Figura 8).

37 34 Fossa posterior Região supratentorial Figura 8- Imagem referencial (Scout) para a programação da tomografia computadorizada do crânio humano. Cortes de realizados desde a base do crânio até o final da calota. Fonte: Os parâmetros recomendados para exames de crânio em tomógrafos (EUROPEAN COMMISSION, 2000) são mostrados na Tabela 1. O guia da Comunidade Européia recomenda, para a maioria dos exames tomográficos, o uso de tensão padrão. Entende-se que este padrão esteja compreendido em torno de 120 kvp, que é o valor selecionado na maioria dos tomógrafos. Tabela 1- Parâmetros recomendados para exames de crânio Tensão Colimação Incremento Padrão 2 a 5 mm (fossa posterior) 5 a 10 mm (supratentorial) Cortes contíguos Fonte: European Commission (2000)

38 Dosimetria em tomografia computadorizada A necessidade de se conhecer a intensidade de raios-x utilizada nos procedimentos de diagnóstico tornou-se evidente desde o início de sua introdução na medicina, não somente pelos efeitos induzidos pela exposição aos raios-x, mas também pela instabilidade envolvendo os processos de sua produção (BASTOS, 2006). As condições de exposição durante o exame tomográfico são bastante diferentes daquelas em radiologia convencional. Procedimentos e técnicas específicas são necessários, a fim de permitir uma avaliação pormenorizada da dose de radiação na tomografia computadorizada. Órgãos Internacionais estabeleceram a importância crescente da TC como uma importante fonte de raios-x, no diagnóstico médico, para as populações dos países desenvolvidos (ICRP, 1990). Evidência de pesquisa sobre dose em TC tem, também, indicado um potencial para melhorias no âmbito da otimização da proteção dos pacientes submetidos à TC e a necessidade de uma difusão mais ampla da avaliação dos níveis típicos de dose no paciente como parte da rotina de garantia da qualidade (ICRP, 1982 e 1996). Todos os estudos sobre a exposição às radiações em radiodiagnóstico servem, de forma direta ou implicitamente, para manter as doses no paciente e no ambiente o mais baixo possível, satisfazendo as necessidades clínicas específicas. Deste modo, deve-se ter a responsabilidade da aplicação rigorosa e sistemática de um conjunto de medidas de radiação para compor o cenário da dosimetria em tomografia Grandezas utilizadas na dosimetria das radiações em radiodiagnóstico Autoridades de supervisão, como a ANVISA (Agência Nacional de Vigilância Sanitária), CNEN (Comissão Nacional de Energia nuclear), o Ministério da Saúde e o IRD (Instituto de Radiologia e Dosimetria), as comissões internacionais, como a ICRP e AIEA, determinam a avaliação da dose no paciente e no meio ambiente aos

39 36 raios-x. Nada mais que a verificação da segurança dos ambientes em que são instalados os equipamentos de tomografia computadorizada, para revelar condições de proteção radiológica. Nesta perspectiva foram criados parâmetros de medições da dose de radiação, para refletir corretamente a avaliação do risco da exposição ao poluente associado ao exame de TC. Na área de Radiodiagnóstico Médico, a grandeza fundamental na qual os padrões nacionais são calibrados é o kerma no ar. A partir do kerma no ar podem-se determinar todas as demais grandezas de uso prático. Até o momento, as diferentes grandezas propostas partem da definição de grandezas dosimétricas básicas (kerma no ar, dose absorvida ou exposição), mais levam em conta as condições em que as medições são realizadas (livre no ar, no paciente ou no simulador) e o meio em que são expressos os valores da grandeza (no ar, na pele, ou no tecido mole). Deste modo, é importante conhecer, primeiramente, a definição de dose absorvida, que é uma grandeza dosimétrica básica. A dose absorvida é a relação entre a energia absorvida e a massa do volume de material atingido, ou seja, a energia média depositada (de) pela radiação ionizante na matéria de massa (dm),num ponto de interesse: (2) A unidade de dose absorvida é o Gray (Gy). Outra grandeza que deve ser conhecida é o Kerma no ar (K), que é o quociente da soma de todas as energias cinéticas iniciais de todas as partículas carregadas liberadas por partículas não carregadas (de tr ), incidentes em um material de massa (dm), onde: (3) A sua unidade é o Gray. Depois de conhecer e entender as grandezas dosimétricas básicas é importante conhecer as grandezas operacionais de radioproteção (ICRU 47 e 51) e

40 37 as grandezas dosimétricas especiais para, no âmbito dos processos dosimétricos da tomografia computadorizada. O primeiro parâmetro dosimétrico a ser conhecido, e que foi alvo de avaliação neste estudo, é o levantamento radiométrico, que é a medida da radiação que se espalha pela sala no momento do exame. Tem por finalidade verificar se os níveis de dose ambiental, ocupacional e do público nas instalações estão de acordo com as restrições de dose estabelecidas. Por isso, realizar o levantamento radiométrico no ambiente de instituições de tomografia computadorizada tem a finalidade de avaliar o impacto ambiental devido ao uso e presença de radiação ionizante artificial. A grandeza utilizada no levantamento radiométrico é a dose externa que é uma grandeza operacional criada pela Portaria MS/SVS nº 453/98, nas Disposições Transitórias, para utilização em medidas de monitoração de ambientes de trabalho e de sua circunvizinhança. A dose externa é a grandeza operacional medida na metodologia do levantamento radiométrico, para monitoração de um campo de raios-x. É definida, no regulamento da Portaria 453 (1998), como o valor determinado pelo monitor de área calibrado em kerma no ar. Sua unidade é o msv. Essa grandeza é dada por: (4) De modo que, d é a dose em msv/ma.min, T é o fator de ocupação do ambiente e W é a carga de trabalho máxima semanal. Os fatores de ocupação (T) são definidos a partir de estimativa, da fração de permanência do indivíduo que fica maior tempo na área em questão, ao longo do ano. O fator de ocupação para uma área controlada é igual a 1, para uma área de ocupação parcial, ou seja, a sala de espera ou circulação, é de 1/4, e a área de ocupação eventual é de 1/16. A carga de trabalho máxima semanal (W), que é dada por ma.min/semana, é estimada através de dados colhidos na entrevista com o técnico, a partir do número aproximado de pacientes por dia (ou por semana) e dos parâmetros operacionais

41 38 mais utilizados. Os dados utilizados nos cálculos da carga de trabalho são: número de pacientes por semana (n), a média das correntes (M ma ) e tempo de duração dos exames (M t ) mais realizados durante a semana. (5) Assim, o valor de dose externa torna-se uma ferramenta importante na avaliação dos níveis de radiação no ambiente tomográfico e suas adjacências. No caso das grandezas de dose absorvida, que representam a quantidade de energia cedida à matéria pelos elétrons por unidade de massa, os principais índices, definidos para medidas são as seguintes: Medida no ar: índice de kerma ar no ar em tomografia computadorizada (CTDI ar ); Medidas em fantomas de PMMA (polimetilmetacrilato): índice de kerma ar em fantomas dosimétricos de TC (CTDI PMMA,100 ) e índice ponderado de kerma ar em fantomas dosimétricos de TC (CTDI W ). O índice de kerma no ar em tomografia computadorizada, CTDI ar, é medido para uma única rotação do tubo de raios-x e corresponde ao quociente da integral do kerma ar ao longo de uma linha paralela ao eixo de rotação do tomógrafo (eixo z), com 100 mm de comprimento e colimação total de feixe NT (números de cortes por aquisição e espessura do corte), conforme a equação (IAEA, 2007): (6) A unidade é o Gray (Gy), de acordo com a publicação TRS-457 (IAEA, 2007). Essa é a grandeza mais fácil de ser estimada e é fundamental na dosimetria do paciente. A simplicidade de medida desta grandeza, sem a necessidade de um simulador, é outra importante vantagem do seu uso. A Figura 9 representa o perfil de distribuição de kerma ar de um único corte tomográfico, com colimação NT, de acordo com a posição relativa do corte no eixo z. As regiões sombreadas mostram a divisão do perfil em seções iguais a NT.

42 39 Figura 9- Perfil de kerma ar de um corte com colimação NT. Fonte: SHOPE et al., Os fatores de simulador (P), que são parâmetros específicos do aparelho e dependem do modelo do tomógrafo, permitem a conversão do CTDI ar em CTDI w, e vice-versa. Esses Fatores de simulador (P) são definidos como (EUR, 1999): (7 e 8) Onde P H é o fator de simulador para a cabeça e P B é o fator de simulador para o corpo. Sua unidade é o Gray (Gy). A medida desse índice de dose também pode estar expressa normalizada pela corrente (Q): (9) Para a dosimetria efetuada em fantomas dosimétricos, define-se o índice de kerma ar em fantoma de TC (CTDI PMMA,100 ) como a integral do kerma ar para uma rotação do cabeçote, dividida pela colimação total do feixe (NT), medida em um fantoma padrão de cabeça (16 cm de diâmetro) ou abdômen (32 cm de diâmetro), ao longo do eixo de rotação (ICRU, 2005). Portanto:

43 40 (10) Valores de CTDI PMMA,100 medidos no centro e na periferia do fantoma de cabeça ou abdômen permitem calcular o índice ponderado de kerma ar em fantomas de TC (CTDI w ), definido como (IAEA, 2007): (11) Onde CTDI 100,c é a medida realizada no centro e CTDI 100,p é a média das medidas em quatro pontos opostos da periferia do simulador. Sua unidade é o Gray. Em geral, as recomendações de dose são estabelecidas em termos de CTDI w ( IEC, 1999). 3.5 Fatores que influenciam na dose A variação da dose de radiação resultante dos exames de tomografia computadorizada depende do tipo do equipamento, da variação dos fatores intrínsecos a máquina e da escolha dos parâmetros definidos pelo técnico para a realização do exame. Como as doses de radiação X oferecidas ao paciente são dependentes destas características, faz-se necessário o estabelecimento de protocolos e condições operacionais que ofereçam dose de radiação mais baixa ao paciente, levando em consideração a combinação dos fatores que podem ser modificados para produzir tal diminuição (DAROS, 2002) Fatores relacionados ao tipo de tomografia

44 41 Existe uma diferença na dose resultante na obtenção de exames na tomografia computadorizada axial e na helicoidal. Na tomografia axial ou convencional, é obtida uma fatia transversal do paciente através da rotação do tubo de raios-x com a mesa estacionária, de forma que este ciclo é repetido para obtenção de várias fatias sucessivas. Em contrapartida, na tomografia helicoidal, o tubo de raios-x gira continuamente em torno do paciente, com a mesa movendo-se em velocidade constante, colhendo dados volumétricos de imagem. Essas aquisições podem ser reconstruídas em cortes em qualquer plano (axial, coronal, sagital e 3D) (LEE et al, 2001). As diferenças entre as formas de aquisição linear e espiral estão ilustradas na figura 10. Figura 10 - Princípios do exame de TC axial (a) e TC helicoidal (b). Fonte: LEE et al, Na digitalização helicoidal a dose de radiação aumenta ligeiramente, utilizando o mesmo protocolo do exame axial (como a mesma tensão, corrente e espessura do corte), pois a forma de digitalização é contínua (COCIR, 2000). Na prática, é freqüentemente observado que a tomografia helicoidal tem uma tendência em aumentar a dose de radiação por, numa varredura, a região digitalizada ser sempre maior (GOSCH, 1998). Além disso, a TC espiral facilita a realização de estudos multifásicos (sem contraste e com contraste iodado), em que a mesma região do paciente é digitalizada repetidamente. É importante frisar que os modelos helicoidais podem realizar exames,

45 42 também, no modo axial, essa escolha depende do tipo e da finalidade do exame Fatores operacionais Existem parâmetros operacionais da tomografia computadorizada que influenciam direta ou indiretamente na dose e na qualidade da imagem. Todos esses fatores podem ser modificados a fim de se obter uma configuração que possibilite uma minimização das doses de radiação, mantendo uma qualidade satisfatória da imagem que possibilite um diagnóstico médico adequado. Os fatores operacionais que mais influenciam na variação da dose e da qualidade da imagem, são: Produto da corrente pelo tempo de exposição do tubo (mas): O produto da corrente pelo tempo de exposição do tubo (mas) é dado pela corrente de elétrons produzida num determinado tempo de exposição. A dose é proporcional ao valor do produto da corrente pelo tempo de exposição aplicado. Existe uma relação linear entre o produto da corrente pelo tempo de exposição e a dose de radiação (Figura 11-a). Quando ocorrem variações no produto da corrente pelo tempo, ocorre uma mudança no padrão de qualidade da imagem, a qual é expressa pelo ruído (Figura 11-b). Segundo Brooks (1976) o valor do ruído da imagem é inversamente proporcional à raiz quadrada da dose de radiação.

46 43 a b Figura 11 - Correlações entre o produto da corrente pelo tempo e a dose (a) e a qualidade da imagem, representada pelo ruído (b). Fonte: COCIR, Deste modo, é possível diminuir os valores do produto da corrente pelo tempo de exposição para conseguir menores doses de radiação, considerando que se deve adequar estes valores ao um nível relativamente baixo de ruído (granulação) da imagem. Tensão do tubo: Na tomografia computadorizada, o aumento da tensão do tubo é usado preferencialmente para melhorias no poder de penetração do feixe de raios-x. Mais, contrariamente ao caso do produto da corrente pelo tempo de exposição, as conseqüências das variações da tensão (kv) não podem ser facilmente visualizadas. A relação entre a dose e a tensão do tubo não é linear, mais tende para uma relação exponencial crescente (COCIR, 2000), de modo que esta relação está intimamente ligada com a variação da corrente empregada (Figura 12). 1 2

47 44 Figura 12 - Correlações entre a tensão do tubo e a dose (1) e entre a qualidade da imagem, representada pelo ruído (2): onde (a) mantendo o produto da corrente pelo tempo constante e (b) com a o produto da corrente pelo tempo diminuindo na mesma proporção. Fonte: COCIR, Para um aumento do kv, quando o produto da corrente pelo tempo constante permanece constante, a dose de radiação é maior. Já quando ocorre uma diminuição da corrente proporcionalmente a um aumento da tensão, a dose de radiação diminui (Figura 12-1). Quando se analisa a variação da tensão do tubo em relação ao ruído da imagem, o aumento da tensão com uma diminuição proporcional do produto da corrente pelo tempo, não interfere na qualidade da imagem. Já quando ocorre um aumento da tensão do tubo, mantendo o produto da corrente pelo tempo constante, o ruído da imagem diminui (Figura 12-2). Espessura do corte: Na maioria dos scanners, diferentes espessuras de corte podem ser selecionadas, variando de 20 mm a 0,5 mm. Os cortes mais finos são selecionados para viabilizar a localização de pequenas estruturas anatômicas. Esse procedimento diminui o volume da área cortada, aumentando, conseqüentemente, a dose absorvida de radiação no exame. Neste caso, também, ocorre uma aumento do ruído da imagem, diminuindo, deste modo, a qualidade do exame. A seleção da espessura dos cortes tomográficos é restrita às indicações clínicas do médico e à região anatômica do estudo. Em relação ao estudo, as espessuras utilizadas na aquisição do exame de crânio são 3, 5, 7 e 10 mm. Estes valores foram estabelecidos como protocolo de rotina pelos médicos radiologistas das instituições. 3.6 Relação entre dose e qualidade de imagem

48 45 A qualidade da imagem relaciona-se com a fidelidade dos números CT e à reprodução exata das pequenas diferenças na atenuação (resolução de baixo contraste) e os detalhes (resolução de alto contraste). Ela pode ser expressa em termos de parâmetros físicos, como ruído, resolução de alto contraste, resolução de baixo contraste e ausência de artefatos, de acordo com recomendações da IEC - International Electrotechnical Commission (IEC,1994). Imagens tomográficas de boa qualidade dependem das características tecnológicas da tomografia computadorizada, dos fatores utilizados e condições de visualização da imagem. A qualidade pode ser avaliada por medição quantitativa dos parâmetros listados acima, utilizando teste com fantomas adequados, e pelo aparecimento de artefatos na imagem. Essas medições são essenciais para se avaliar as técnicas de realização do exame e para verificar se protocolos, que oferecem dose de radiação menor, podem ser propostos sem haver uma perda significativa da boa qualidade da imagem. O ruído da imagem, parâmetro físico de avaliação de qualidade, é a variação numa imagem, em torno de um valor médio, dos números CT de uma determinada região de um material uniforme (DAVID, 1997). Deste modo, o nível de ruído pode ser avaliado como uma porcentagem do desvio de números CT em um meio homogêneo, dado pela equação abaixo. O nível de ruído nunca deve ultrapassar 0,5% (SOCIEDADE ESPAÑOLA DE RADIOLOGIA, 2002): (15) Onde, o nível de ruído é expresso em porcentagem (100), o σ ROI é o desvio padrão do número de CT encontrado no ROI e o valor de é a diferença entre os valores nominais de números CT para água e ar. Uma imagem com alto nível de ruído resulta em diagnósticos deficientes, pois reduz a qualidade. É um parâmetro dependente da dose. As resoluções de alto e baixo contraste são fatores que devem ser considerados para se obter uma imagem de boa qualidade para o diagnóstico de estruturas anatômicas importantes (EUR, 2000). A resolução de alto contraste determina o número mínimo de detalhes

49 46 visualizados no corte, para regiões com alto contraste de imagem, é a distinção de estruturas separadas anatomicamente. A resolução de baixo contraste determina a visualização de detalhes reproduzidos visivelmente quando existe uma pequena diferença de densidade relativa da área em estudo, ou seja, determina a distinção de estruturas pequenas que possuem densidade muito próxima. A resolução de baixo contraste é consideravelmente limitada pelo nível de ruído. Todos os parâmetros de qualidade de imagem citados acima, estão intimamente ligados com a dose de radiação empregada. É fato que um aumento da dose de radiação produz um sinal mais intenso. Não é rara a tendência, tanto na rotina diária dos serviços como na própria configuração dos protocolos sugeridos pelos fabricantes, de levar os parâmetros de aquisição a valores altos de radiação para assegurar uma alta qualidade de imagem, independente das características do paciente ou do exame. Até o momento os resultados de estudos não indicam em que medida à dose de radiação pode ser reduzida mantendo a eficácia do exame clínico ou a boa qualidade da imagem. Para a tomografia computadorizada a correlação entre essas duas variáveis (dose e ruído) é mostrada através da fórmula: (16) Onde σ é o desvio padrão dos valores de pixel, que representa uma medida de ruído estatístico presente na imagem; k é uma constante de proporcionalidade; µ é o coeficiente de atenuação do tecido para raios X de energia E; D é a dose; SW a espessura de corte; e P é o tamanho dos pixels na imagem. O ruído aumenta proporcionalmente ao inverso da raiz quadrada da dose, D. Esta relação implica numa dependência pequena a moderada da dose com o ruído. Assim, a redução na dose do paciente pode ser realizada sem que haja um aumento muito acentuado no ruído da imagem. Ao examinarmos a equação 16 é tentador reduzirmos a energia do feixe, através da seleção de um kvp menor, para diminuirmos o ruído da imagem. Entretanto, a redução da energia implica em um aumento acentuado do coeficiente de atenuação do tecido µ, causando um aumento

50 47 do ruído. A energia ideal, recomendada pelos fabricantes, geralmente é obtida através da utilização de um valor de tensão de 120 kvp (SEERAM, 2001). Em suma, é muito difícil reduzir dose sem comprometer a qualidade da imagem, mas o bom senso deve sempre estar presente, pois muitas vezes uma imagem com ruído aparente não compromete a qualidade do diagnóstico, podendo ser utilizada (MARCONATO, 2005). 4 ESTADO ATUAL Todos os estudos sobre a exposição às radiações em radiodiagnóstico servem, de forma direta ou implicitamente, para manter as doses no paciente e no ambiente mais baixas possível para satisfazer as necessidades clínicas e ambientais. Este objetivo tem sido de grande importância para a modalidade de tomografia computadorizada, uma vez que se tornou evidente que ela dispõe da maior contribuição para a exposição da radiação das populações. Os estudos à cerca das conseqüências maléficas da utilização da tomografia computadorizada como meio de radiodiagnóstico são de extrema importância, já que uma tese americana mostrou que o uso desta tecnologia representa cerca de 10% de todos os procedimentos e 67% da dose de radiação ionizante artificial total. Dados estatísticos em trabalhos do Reino Unido mostram que a tomografia computadorizada pode contribuir em torno de 40% da dose total, representando 4% de todos os exames radiológicos. Já estudos brasileiros evidenciam que esta técnica de tomografia representa, atualmente, a principal fonte de exposição à população e ao meio ambiente aos raios-x no campo do radiodiagnóstico (DOYON et al, 2004). Influências no aumento da dose são avaliadas nos Estados Unidos (PISANO, 2004) onde valores de dose são monitorados desde Observou-se um aumento ao longo dos anos. Tal aumento é entendido no estudo como conseqüência

51 48 principalmente das técnicas da realização do exame. Se, de uma maneira geral, a justificativa da utilização das radiações ionizantes, em medicina, não é questionada (ICRP, 1973) no nível de um paciente, do exame e do ambiente, tal justificativa merece sempre ser feita, implicando uma exposição tão baixa quanto possível (DOYON et al, 2004). Através de vários levantamentos dosimétricos realizados em diferentes instituições no mundo, foram observados padrões variados de dose para um mesmo tipo de exame tomográfico. Estas variações têm chamado a atenção para a possibilidade de se utilizar estes valores como um guia para padrões de boa prática, utilizando-se técnica radiográfica adequada e equipamento apropriado. Como um auxílio à otimização da dose de radiação no paciente, valores de referência podem ser especificados. Estes valores têm sido denominados: valores de referência de dose (EUR, 1996), níveis de referência diagnóstica (ICRP, 1996) ou guia de níveis (IAEA, 1996). A ICRP 73 introduziu o conceito de níveis de referência diagnóstica, NRD, para pacientes e recomenda que estes valores sejam selecionados pela equipe médica e revistos periodicamente, a fim de minimizar a exposição à radiação. Na Europa, os NRD, foram introduzidos na legislação. O Colégio Americano de Radiologia estabelece seu NRD, baseado no CTDI W e estipula apenas valores para exames de cabeça (60 mgy), abdômen adulto (35 mgy) e abdômen pediátrico (25 mgy). No Brasil, a Portaria 453 do Ministério da Saúde/ Secretaria de Vigilância Sanitária de primeiro de junho de 1998 (MINISTÉRIO DA SAÚDE, 1998), aprovou o regulamento técnico que estabelece as diretrizes básicas de proteção radiológica. Neste documento são fornecidos NRDs em Tomografia Computadorizada, baseados em grandeza diferente da sugerida atualmente pelos padrões internacionais. A grandeza sugerida neste caso, seguindo as recomendações do Basic Safety Standard (BSS) da Agência Internacional de Energia Atômica (IAEA) é a Dose Média em Múltiplos Cortes (MSAD) cuja unidade é o gray (CARLOS, 2002). Os valores indicados neste documento são para exames da cabeça (50 mgy), coluna Lombar (35 mgy) e abdômen (25 mgy). Percebe-se atualmente, através destes dados sobre os níveis de radiação permissíveis, que há uma discordância entre os valores máximos de radiação que vão permitir uma diminuição dos efeitos maléficos provocados por este tipo de

52 49 energia. Portanto, mais estudos inseridos neste cenário devem ser realizados a fim de se chegar a uma conclusão ou a uma concordância. Em alguns estudos com um dos objetivos específicos semelhantes ao utilizado nesta pesquisa, foram identificadas técnicas alternativas para exames de tomografia computadorizada de crânio que oferecessem menor dose de radiação e que atendessem recomendações dos órgãos nacionais (DAROS, 2002; MORA, 2001 e TORUNSKY, 2005). A diminuição de dose de radiação emitida por tomógrafos é proposta, também, por uma pesquisa de Marconato (2002), onde os cálculos estimados da pesquisa mostram que exames de rotina podem ser realizados com valores bem abaixo dos apresentados pela Portaria 453, em alguns casos chegando até a metade destes. Fica evidente através dos estudos que os fatores que contribuem com a poluição por radiações ionizantes nos serviços de radiodiagnóstico envolvem a utilização de técnicas com alta exposição na obtenção de uma imagem de qualidade. Deste modo, fica comprovado que não é rara a tendência, tanto na rotina diária dos serviços como na própria configuração dos protocolos sugeridos pelos fabricantes, a levar os parâmetros de aquisição a valores altos de radiação para assegurar uma alta qualidade de imagem, independente das características do paciente ou do exame. O fato descrito acima é comprovado no artigo de Daros (2002), onde se verificou que existem variações importantes entre protocolos de exames utilizados, sendo que a preocupação está centrada na qualidade da imagem e pouca com as doses de radiação. Alguns autores obtiveram uma redução de 40% na dose de radiação sem perda da qualidade da imagem, com a variação da tensão e corrente em exames tomográficos de crânio. (BABBEL et al, 1991). O mesmo achado foi descrito por Ravenel e colaboradores (2001), onde o decréscimo correspondeu a 57% de redução da dose no paciente sem haver muitos impactos da qualidade da imagem. Já Cohnen (2000), realizaram um estudo para construção de novos parâmetros de realização do exame de crânio mantendo a qualidade da imagem, conseguindo uma redução de mais de 40% da corrente e da tensão. A redução da corrente e tensão do tubo de raios-x pode ser feita nos exames tomográficos para obter uma diminuição da dose de radiação no paciente, mais deve sempre existir um

53 50 compromisso com o diagnóstico médico. Segundo Ricardo Yano (2002), apesar da grande atualidade do tema, são raros os estudos, no Brasil, que permitam avaliar o comportamento dosimétrico dos exames tomográficos. Mais este tema é comumente citado nos trabalhos, tratandose de uma das justificativas para a busca de qualidade dos serviços, porém em poucos trabalhos é realizada a avaliação do impacto ambiental, como apregoada atualmente pela ICRP e outros órgãos internacionais. Por tudo isso, percebe-se que a poluição gerada através da radiação ionizante é uma das maiores preocupações na área da saúde humana. Apesar de poucos estudos tratarem especificamente sobre avaliação do impacto ambiental em serviços tomográficos, compreende-se por se tratar de um tema recente, este estudo cumpre os mesmos objetivos específicos propostos pelos outros trabalhos: o de alicerçar futuras pesquisas que utilizam tais trabalhos para constituir referencial norteador e para confrontações. Atualmente, não existem critérios acordados internacionalmente ou políticas que visem explicitamente à proteção do ambiente das radiações ionizantes. O atual sistema de proteção ICRP indiretamente tem prestado proteção ao habitat humano. A falta de uma base técnica para a avaliação, critérios ou normas que sejam aprovadas a nível internacional, faz com que seja difícil determinar ou provar quais níveis são adequados para proteger o meio ambiente dos impactos potenciais da radiação em diferentes circunstâncias. No ano de 2000, a Comissão criou um grupo de trabalho para tratar da proteção do ambiente, e em janeiro de 2003, aprovou o relatório do Grupo de Tarefas, para vir a preencher uma lacuna conceitual em matéria de proteção radiológica e de clarificar a forma como o quadro proposto. Isso pode contribuir para a realização dos objetivos da sociedade para a proteção do ambiente através do desenvolvimento de uma defesa política baseada em princípios científicos. O desafio considerável para ICRP será integrar a proteção ao meio ambiente com a proteção aos seres humanos. Na região Sul da Bahia o Núcleo de Física Médica e Ambiental (FIMED) e o Centro de Pesquisa em Ciências e Tecnologias das Radiações (CPqCTR), ambos da Universidade Estadual de Santa Cruz (UESC), pioneiramente insere estudos na região, preocupados com essa problemática (DAMASCENO apud ÁRLEO e ANDRADE, 2006).

54 51 5 MATERIAIS E MÉTODOS 5.1 Caracterização da instituição O estudo foi realizado em um setor terceirizado (IRAD) que possui o equipamento de tomografia computadorizada (Figura 13), no Hospital São José localizado na cidade de Ilhéus, pertencente ao Estado da Bahia. b a

55 52 Figura 13- Esquematização do ambiente tomográfico do Hospital São José na cidade de Ilhéus: a- sala do tomógrafo; b- sala de comando.. O equipamento deste setor é uma tomografia computadorizada de terceira geração do modelo Asteion, fabricado pela Toshiba Medical. As especificações técnicas do aparelho estão apresentadas na Tabela abaixo. Tabela 2- Especificações técnicas dos equipamentos tomográficos em estudo. Fabricante Modelo Geração Distância Foco-eixo (mm) Filtração Total Tipo de Detector Tensões Selecionáveis (kvp) Correntes Selecionáveis (ma) Tempos de Exposição Selecionáveis (s) Espessuras de Corte Selecionáveis (mm) Tamanho do Ponto Focal (mm) Toshiba Medical Asteion Terceira 525 Aprox. 4 mm eq. Al Sólido 80, 120 e à , 1, 1.5, 2 e 3 0,5 à 20 0,7 x 0,9 A caracterização do ambiente da instituição foi realizada através do acompanhamento da rotina de trabalho, consulta de manuais, comparações dos dados com a literatura e entrevista com os técnicos e radiologistas. O acompanhamento deu-se durante um mês para verificação de como é feito o exame de crânio e qual os parâmetros utilizados para sua realização. 5.2 Avaliação do nível do poluente na instituição de TC Levantamento radiométrico

56 53 A realização do levantamento radiométrico seguiu as especificações e recomendações técnicas da Agência Nacional de Vigilância Sanitária, através da Resolução 64 de 2003 (ANVISA, 2003), e da Portaria 453 de 1998 (BRASIL, 1998). Em primeiro lugar foram realizadas medidas de dose de radiação, as quais foram obtidas utilizando-se: Objeto ou phantom simulador do crânio, feito de PMMA (polimetilmetacrilato) com 16 cm de diâmetro e preenchido com água, figura 14. Este simulador pertence ao setor de tomografia estudado. Figura 14- Objeto simulador cilíndrico em acrílico preenchido com água. Câmara de ionização tipo bolacha, da Radcal Corporation, modelo: , N de Série (Figura 15), com eletrômetro, Radcal Corporation, modelo-9015

57 54 Figura 15- Monitor de radiação Radcal e câmara de ionização do tipo bolacha. O conjunto câmara e eletrômetro foi calibrado no Laboratório de Metrologia (DEN) da Universidade Federal de Pernambuco (UFPE), em Pernambuco - Brasil e possui o certificado de calibração número 005/ O instrumento foi posicionado a 100 cm do foco do tubo de raios-x, sendo que o ponto de referência utilizado foi o centro geométrico da câmara. O fator de calibração fornecido por este procedimento foi de 0,901 com uma incerteza expandida de 3,5%. Programa de monitoração A análise das doses de radiação ionizante pôde ser realizada, de maneira mais prática em relação à operação manual do monitor de radiação, através de um programa computacional chamado Radiation Monitor Controler. Este programa foi criado pelos pesquisadores deste trabalho para suprir a necessidade de agilizar e facilitar o procedimento das medidas de radiação nas pesquisas da área de física médica. Essa ferramenta permite que através de qualquer computador seja possível operar e controlar o monitor de radiação, armazenando os dados das medições e obtendo gráficos da dose de radiação acumulada e taxa de dose.

58 55 a b Figura 16- Programa Radiation Monitor Controler: a- página principal do programa; b- programa em funcionamento.

59 56 Neste levantamento radiométrico mediu-se a dose no exame tomográfico de crânio no interior e exterior da sala de exame do serviço (Figura 17). Foi uma ferramenta relevante para a quantificação do poluente, devido ao uso e presença de radiação ionizante artificial. Sala do tomógrafo Sala de operação Circulação externa Legenda: 1- Acompanhante 2- Operador 3- Público Legenda: Portas Visor pumblifero Conjunto mesa e cadeira Figura 17- Esquema do ambiente tomográfico da instituição. Para este procedimento, o phantom de crânio foi posicionado na mesa de exame com a finalidade de simular a presença de um paciente. Posteriormente, a câmara de ionização do tipo bolacha, fixada em um tripé, foi colocada nos pontos selecionados para fazer medidas de dose em kerma no ar. O monitor de radiação, conectado a câmara de ionização, foi posicionado na mesa do operador, onde fazia conexão a um computador, no propósito de realizar as operações e armazenagens dos dados para seu posterior processamento. Em seguida, foram determinadas as medidas de dose para cada ponto escolhido no ambiente, através da realização de um corte tomográfico. Essas medidas foram realizadas com os parâmetros usuais do exame de crânio e em condições extremas (Tabela 3) (Apêndice A).

60 57 Tabela 3- Especificações das técnicas utilizadas nas medidas para as condições do exame tomográfico de crânio. Instituição Condição Tensão Corrente x tempo Espessura do corte Incremento Ilhéus kv 240 mas 3 mm 5 mm kv 225 mas 10 mm 10 mm 3 135kV 255mAs 10 mm 10 mm É importante ressaltar que foram realizadas três medidas de exposição para cada condição. Esse procedimento teve a finalidade de se obter medidas que representassem o melhor possível a realidade, já que uma medição tem imperfeições que dão origem a um erro no resultado da medição (TABACNIKS, 2003). Os valores medidos de dose em kerma no ar foram corrigidos pelo fator de calibração da câmara de ionização. Para serem comparados com os valores referência de dose externa da portaria 453 de 1998, os valores de dose foram transformados em dose por produto da corrente pelo tempo de exposição, ou seja, o valor de dose (L) foi dividido pelo produto da corrente pelo tempo de exposição (Q): (17) em minutos. O valor encontrado foi multiplicado por 60, para expressar o valor do tempo Em seguida, as doses foram multiplicadas pelo fator de ocupação do

61 58 ambiente tomográfico (Tabela 4) e pela carga de trabalho máxima semanal (Tabela 5), seguindo a equação 4 da seção 3.4.2, para expressar o valor em dose externa. A carga de trabalho máxima semanal (W) foi calculada baseada em informações fornecidas pelo técnico da tomografia. Dentre as informações colhidas estão o número de pacientes por semana, os exames mais realizados e os parâmetros utilizados nos exames (corrente e tempo de exposição) (Apêndice A). Tabela 4- Fatores de ocupação. Local Fator de ocupação Valor Acompanhante Operador Público Fonte: Portaria 453 (1998). Integral Integral Parcial 1 1 1/4 Tabela 5- Carga de trabalho máxima semanal. Instituição Número de pacientes/semana W paciente (ma.min/paciente) W (ma.min/semana) Ilhéus , Levantamento de dose absorvida pelo paciente As medidas dos indicadores de dose dos exames tomográficos de crânio foram obtidas utilizando-se: Câmara de ionização tipo lápis, específica para TC, da Radcal Corporation, modelo: CT, N de Série 8171, com eletrômetro, Radcal Corporation, modelo-9015 (Figura 18)

62 59 Figura 18- Monitor de radiação Radcal (eletrômetro) e câmara de ionização do tipo lápis. Foi considerada, para determinação das doses de radiação, a grandeza tomográfica CTDI ar (Índice de Dose para Tomografia Computadorizada no ar). Para o procedimento a câmara de ionização foi posicionada paralela ao eixo de rotação do tomógrafo, livre no ar, conforme mostrado na Figura 19. As doses, em Kerma no ar, foram obtidas, através do valor médio de três exposições de uma única revolução cada, seqüenciais. As medidas tiveram com ponto de referência o isocentro da câmara lápis, para os parâmetros do exame de crânio. Figura 19- Posicionamento da câmara de ionização no tomógrafo. De posse desses dados de dose em Kerma no ar coletados, determinou-se o CTDI ar, conforme a equação 6 da seção Essa grandeza foi utilizada, pois as medidas de dose foram realizadas sem o auxílio de fantoma de acrílico, ou seja,

63 60 livres no ar. Mais já fornece um panorama da real situação das doses durante o exame. Deste modo foi obtida uma grandeza de dose absorvida, para se conhecer e avaliar a magnitude dos valores encontrados. Essa dosimetria do feixe, CTDI ar, foi realizada, utilizando-se as configurações relacionadas na Tabela 6. São os parâmetros utilizados, antes da otimização, para o exame de crânio. Tabela 6- Especificações das técnicas utilizadas na dosimetria do exame tomográfico de crânio. Região anatômica do exame Tensão Corrente x tempo Espessura do corte Incremento Fossa posterior 120 kv 240 mas 3 mm 5 mm Supratentorial 120 kv 225 mas 10 mm 10 mm Como o exame de crânio é dividido em duas regiões, a primeira linha da Tabela descreve os protocolos para a fossa posterior, enquanto a linha inferior refere-se à região supratentorial. Deste modo, foi obtida uma grandeza de dose absorvida, para se conhecer e avaliar a magnitude dos valores encontrados. 5.3 Desenvolvimento de uma metodologia para indicar novos parâmetros para realização dos exames Apesar das pesquisas atuais estudarem a minimização das doses dos exames tomográficos, não existe uma metodologia padronizada ou oficial de

64 61 escolha dos melhores protocolos para sua realização. Para suprir esta carência foi criada a metodologia Redução a Melhor Condição que envolve as etapas: 1. Escolha das configurações dos protocolos de realização do exame; 2. Realização da quantificação de dose e dos testes de controle de qualidade de imagem; 3. Cruzamento dos resultados dos testes em gráficos; 4. Escolha do melhor protocolo de realização do exame através dos gráficos Configurações O estudo do comportamento dosimétrico e de qualidade de imagem na instituição em Ilhéus foi realizado considerando variações de configurações nos protocolos de realização do exame de crânio. Houve a variação dos parâmetros de tensão e produto da corrente pelo tempo de exposição, os quais favorecem a uma diferenciação maior da dose e qualidade de imagem. Foram escolhidas duas faixas de tensão, 100 e 120 kv. Essas variações de tensão foram combinadas com dois valores de espessura de corte, 3 e 10 mm, espessuras utilizadas pelos radiologistas para realização do exame. Para cada espessura houve a combinação de variações de 180, 195, 225, 240 e 270 mas (produto da corrente pelo tempo de exposição). Desta forma, foi encontrado um total de 20 combinações de parâmetros de aquisição do exame, 10 combinações para cada espessura selecionada (Tabela 7). Tabela 7- Tabela com a variação dos protocolos do exame de crânio para cortes de 3 e 10 mm de espessura. Pontos Tensão (kv) 100 Corrente x tempo (mas) A 180 B 195 C 225 D 240

65 62 E 270 F 180 G 195 H I 240 J Construção do phantom Para realizar as medidas de dose e o controle de qualidade das imagens nas diversas configurações propostas este trabalho desenvolveu um phantom que permitiu realizá-las de forma rápida e fácil. Foi a maneira mais eficiente para sanar a problemática da falta deste equipamento. O phantom foi projetado seguindo as normatizações em vigência, atendendo assim a todos os padrões de qualidade na construção. A escolha da sua configuração foi baseada em pesquisa bibliográfica (SHECK, 1998; ANDRADE, 2008). Seu desenvolvimento aconteceu na oficina do laboratório do BITLAB (Laboratório BITWAY). Este laboratório pertence ao CEPEDI (Centro de Pesquisa e Desenvolvimento Tecnológico em Informática e Eletro-eletrônica de Ilhéus) e foi construído através de um convênio com o grupo BITWAY computadores. Para construção do simulador foram utilizados: máquina de corte, torno e fresadora. Neste phantom houve um acoplamento de todos os módulos dos testes de controle de qualidade de imagem e de quantificação de dose exigidos pelas normatizações (Portaria 453 e Resolução 64). Esse acoplamento dos módulos permitiu que, com um único posicionamento na mesa, fosse possível realizar todos os testes nas diversas configurações. O primeiro módulo do phantom foi projetado para realizar as medidas de dose de radiação. É constituído por um suporte retangular em acrílico. Possui um orifício para acoplar a extremidade da câmara de ionização e outro para passagem do parafuso de acoplamento dos módulos (Figura 20).

66 63 Figura 20- Projeto do módulo de encaixe da câmara de ionização. O orifício de linha tracejada para encaixe da câmara de ionização e o orifício de linha pontilhada para encaixe do parafuso. O segundo módulo do phantom foi projetado para realizar o teste de Ruído da imagem. É um objeto simulador cilíndrico em acrílico, com 160 mm de diâmetro e 24 mm de espessura. Esta placa possui densidade uniforme de 1,241 g/cm 3 com a finalidade de se obter a flutuação dos números CT sobre um valor médio de contagem numa imagem (Figura 21). Figura 21- Projeto do módulo para realização do teste de Ruído.

67 64 O terceiro módulo representa um simulador cilíndrico em acrílico para teste de Resolução de Baixo Contraste. O módulo consiste de uma placa circular em acrílico. Possui cinco fileiras de orifícios dispostas circularmente ao longo da placa (Figura 22). Para completar a preparação deste módulo foi necesário preencher os furos com uma solução de densidade variando em 4% da densidade do acrílico. Então, dentro desses orifícios possui uma solução de água destilada (50 ml) e glicerina líquida (135,71 ml) de densidade de 1,191 g/cm 3, preparada num laboratório de química da UESC. Figura 22- Projeto do módulo para realização do teste de Resolução de Baixo Contraste. O quarto módulo representa um objeto simulador retangular em acrílico para teste de Resolução de Alto Contraste. Este simulador é composto de uma placa de acrílico. Possui sete fileiras de orifícios paralelas entre si (Figura 23).

68 65 Figura 23 Projeto do módulo para realização do teste de Resolução de Alto Contraste. O quinto módulo do phantom serve para o teste de Alinhamento de Alto Contraste. Consiste de cinco orifícios (Figura 24). Figura 24- Projeto do módulo para realização do teste de Alinhamento de Alto Contraste. Todos os módulos dos testes foram unidos por um parafuso de Nylon, formando um único phantom (Figura 25).

69 66 Figura 25- Projeto do phantom de dosimetria e testes de qualidade de imagem Levantamento de dose e testes de controle de qualidade das imagens Para as medidas de dose de radiação, em CTDI ar, a extremidade da câmara de ionização foi encaixada num suporte de acrílico do phantom produzido. Neste experimento, as medidas foram realizadas seguindo o mesmo protocolo estabelecido para caracterizar os níveis de doses nos exames tomográficos de crânio (seção 5.2.2). O primeiro parâmetro de qualidade de imagem avaliado foi o ruído. Foi determinado o desvio padrão dos números CT de cada imagem. Para isso, foram selecionadas quatro regiões de interesse (ROI) de 500 mm 2 localizadas na periferia da imagem, nas posições 12, 3, 6 e 9 horas (Figura 26). A seleção de quatro ROIs foi feita para representar fielmente a realidade da medição. Para aquisição das imagens, foi realizado um corte tomográfico no centro do módulo de teste de Ruído, seguindo os protocolos propostos para realização do exame de crânio (Tabela 6). O nível de ruído pôde ser avaliado dividindo-se o valor de desvio padrão dos números CT pela diferença dos números CT na água e no ar (equação 15 da seção 3.6).

70 67 Figura 26- Imagem do simulador do teste de Ruído com os respectivos ROIs para medidas do desvio padrão dos números CT. O segundo teste executado foi o de resolução de baixo contraste (RBC), para avaliar se as imagens, obtidas através da varredura do módulo, apresentam detalhes com pequenas variações de intensidade. Nesta avaliação, foram utilizados os parâmetros das diversas configurações propostas para realizar um corte no centro do módulo de RBC. Os parâmetros de imagem foram ajustados, de forma a visualizar o maior número possível de estruturas. Posteriormente foi identificado e registrado o menor diâmetro visível na imagem. O terceiro parâmetro executado foi o teste de resolução de alto contraste (RAC) para verificar se as imagens obtidas representam fielmente grandes variações de intensidades. Assim, para adquirir essas imagens, foram realizados cortes tomográficos no módulo de RAC seguindo as diversas configurações propostas. Os parâmetros de imagem foram ajustados, de forma a visualizar o maior número possível de estruturas. Posteriormente foi identificado e registrado o menor grupo de estruturas visualizadas na imagem, com a finalidade de determinar o diâmetro desses orifícios que podem ser identificados individualmente. O último teste realizado foi o de alinhamento de alto contraste, com a finalidade de determinar se há uma continuidade na reconstrução de imagens de alto contraste para variadas configurações de protocolos. Para tanto, foram

71 68 realizados oito cortes tomográficos no módulo de alinhamento para cada protocolo sugerido. Utilizando o programa de reconstrução em 2D, MPR (Multi Planar Reconstrucion), do sistema operacional do tomógrafo, essas imagens foram reconstruídas no plano coronal. Todas as imagens adquiridas para os diversos testes de controle de qualidade de imagem foram obtidas através da conexão em rede do equipamento de TC com uma estação de trabalho. Foi utilizado o software efilm Workstation 2.1 da Merge emed que possui a característica de receber as imagens no padrão DICOM (Digital Imaging and Communications in Medicine). Este padrão foi criado pela NEMA (National Electrical Manufacturers Association), para auxiliar a visualização e distribuição de imagens médicas de diferentes fabricantes e modelos de equipamentos, não apenas para TC, mas também para ressonância magnética e ultra-sonografia. As imagens com este formato, ao serem transmitidas, armazenam em um só arquivo os dados contendo as informações sobre o paciente e parâmetros técnicos utilizados, além dos dados da imagem (MARCONATO, 2005) A nova metodologia Para realizar o estudo e a otimização dos parâmetros de aquisição dos exames tomográficos de crânio, foi desenvolvida, pela pesquisa, uma metodologia denominada Redução à Melhor Condição. Nesta metodologia foram estudados todos os resultados de cada protocolo de realização do exame tomográfico de crânio, sugeridos pelo estudo, para dose e qualidade de imagem, como: CTDI ar, ruído, resolução de alto e baixo contraste (RAC e RBC respectivamente). Comparando-se os resultados obtidos para cada configuração de protocolo, com os níveis de referência de cada teste, foram eliminadas aquelas configurações cujos resultados estavam fora dos níveis de referências estipulados pelas entidades regulamentadoras. Dos resultados que cumpriram com todas as normas, foi escolhida a melhor condição baseando-se em sugestão de radiologistas do serviço tomográfico, através da qualidade de imagem adequada ao diagnóstico médico (Figura 27). Em todos os casos foi visado o trabalho com aqueles protocolos que cumprissem com o principio ALARA 1.

72 69 Figura 27- Esquematização da metodologia de escolha da melhor condição. 1 O principio do ALARA acrômio para As Low As reasonable Achievable, significa: tão baixo quanto possivelmente exeqüível Utilizando os valores de CTDI ar para cada configuração de protocolo, foram criados gráficos de CTDI ar vs Ruído, CTDI ar vs RAC, e CTDI ar vs RBC. Nos gráficos, cada protocolo foi identificado por uma letra (Tabela 6). Neles foram representados também os níveis máximos permissíveis de magnitude. Baseados nestes gráficos foram realizadas as eliminações dos protocolos que estavam fora das normas regulamentadoras.

73 70 6 RESULTADOS E DISCUSSÕES 6.1 Caracterização da instituição A instituição em destaque foi selecionada para o acompanhamento da rotina, avaliação da poluição ambiental através da metodologia do levantamento radiométrico, avaliação da dose absorvida durante o exame de crânio, avaliação da qualidade da imagem tomográfica e proposta de minimização do poluente. O tomógrafo é usado para realizar exames no modo axial e helicoidal.

74 71 Segundo Nagel (2002), na digitalização helicoidal, a exposição à radiação aumenta ligeiramente, utilizando o mesmo protocolo do exame axial (COCIR, 2000). Deste modo, é importante salientar que na instituição em estudo, apesar de ter a possibilidade de se realizar varreduras em dois modos para o exame de crânio, realiza-se uma aquisição no modo axial, o que determina uma exposição mais baixa. A Tabela 5, da seção 5.2.2, mostra os parâmetros utilizados para a aquisição do exame de crânio da instituição, antes da otimização. A Comissão Européia recomenda para tomografias de crânio realizadas com corte único valores padrões de tensão, compreendidos entre 110 e 130 kv (EUROPEAN COMISSION, 2000). Trabalhos de Hatziioannou et al. (2003) na Grécia mostraram que 26 tomógrafos de corte único, em diferentes instituições, selecionavam tensão de 120 a 130 kv para exames de crânio, concordando com a instituição avaliada neste trabalho, que utiliza uma tensão de 120 kv. Quanto ao produto da corrente pelo tempo de rotação do tubo de raios-x (mas), observa-se uma alteração entre as diferentes regiões do crânio, como mostrado na Figura 28. Corrente x tempo (mas) Fossa posterior Localização Supra-tentorial Figura 28- Valores de produto corrente pelo tempo de rotação para exames de crânio na instituição estudada. De fato, os valores de produto corrente pelo tempo a serem utilizados para os exames nas duas regiões do crânio devem ser diferentes, pois a base do cérebro

75 72 (região da fossa posterior) possui estruturas ósseas e vasculares relativamente pequenas, enquanto que a região dos hemisférios (cérebro ou supratentorial) possui apenas a calota craniana e o parênquima cerebral. Por isso, é recomendado que a varredura da fossa posterior seja realizada com valores mais altos de corrente e valores de espessura menores que os utilizados na região do cérebro (ANDRADE, 2008). Em estudos similares a este, como o trabalho realizado na Espanha (CALZADO et al., 2000), os exames de cérebro avaliados em nove tomógrafos de corte-único foram realizados com 215 a 390 mas, com média de 300 mas, valor médio mais elevado do que os encontrados para o tomógrafo do nosso estudo. Em estudo realizado na Grécia (TSAPAKI et al., 2001), onde a variação do produto de corrente pelo tempo foi de 160 a 332 mas, os menores valores foram utilizados com tomógrafo da Toshiba, enquanto que os maiores foram utilizados com tomógrafo da Philips. Em outro trabalho na Grécia (HATZIIOUANNOU et al., 2003), verificou-se que houve grande variação na seleção de produto corrente pelo tempo em diferentes instituições, cujos valores variaram entre 200 e 600 mas. Variações significativas foram observadas inclusive entre instituições que utilizam os mesmos modelos de tomógrafo. Analisando os dados acima se percebe que são utilizados valores de produto corrente pelo tempo de rotação elevados em comparação com os valores encontrados na rotina da realização do exame de crânio na instituição de Ilhéus. É importante ressaltar que o equipamento avaliado utiliza colimação de acordo com o recomendado pela Comissão Européia, que é de 2 a 5 mm para fossa posterior e de 5 a 10 mm para a supratentorial (EUROPEAN COMMISSION, 2000). A Comissão Européia recomenda cortes contíguos para o exame tomográfico de crânio realizado em modo seqüencial, isto é, incremento igual à espessura de corte. Concordando com esta afirmação, Putman e Ravin (1994) afirmaram que a avaliação completa do cérebro requer cortes contíguos, pois um nódulo pode ser perdido caso os cortes estejam afastados. Trabalhos na Espanha (CALZADO et al., 2000) e Grécia (TSAPAKI et al., 2001) avaliaram tomógrafos de corte único de diferentes fabricantes tendo verificado que todos os exames de crânio foram realizados com cortes contíguos. Entretanto, uma pesquisa sobre os protocolos utilizados para varreduras de cabeça na Austrália (SMITH; SHAH, 1997) utilizando tomógrafos de corte único

76 73 encontrou que 48% dos exames sem contraste e a maioria dos exames contrastados de crânio utilizaram incremento maior que a espessura. Este fato é observado no exame de crânio da instituição de Ilhéus, onde o exame na fossa posterior é realizado com 3 mm de espessura mas com um incremento de 5 mm. Esta pesquisa mostrou ainda que o uso de cortes mais finos na fossa posterior reduz a presença de artefatos, mas requer o aumento da corrente do tubo, a fim de reduzir o ruído na imagem. Concordando com os dados da Austrália (SMITH; SHAH, 1997), radiologistas de algumas instituições visitadas afirmam que, dependendo da indicação clínica, não há perdas de imagens importantes com um incremento entre cortes com um aumento de até 2 mm em relação a espessura do corte (por exemplo, um exame realizado com colimação de 5 mm e incremento de 7 mm). Este fato atesta que a espessura e incremento de corte utilizados no exame da fossa posterior do crânio estão dentro dos parâmetros aceitáveis. É importante ressaltar que não foram observadas grandes variações quanto à tensão, produto corrente pelo tempo de rotação, espessura de corte e incremento para os exames de crânio na instituição avaliada. Alguns destes parâmetros (espessura e incremento) só variam na realização de exame de crânio em crianças. 6.2 Avaliação do nível do poluente na instituição de TC Levantamento radiométrico O levantamento radiométrico do ambiente tomográfico da instituição de estudo foi realizado para obter informações quantitativas da dose de radiação no ambiente, o qual é um poluente em potencial. Os parâmetros selecionados para o levantamento foram os mesmos utilizados no exame de crânio de rotina (Tabela 2 da seção 5.2.1). Para entender melhor o nível da exposição no ambiente encontrado para os parâmetros do exame de crânio, também foi realizado uma varredura com os parâmetros máximos que resultariam numa exposição máxima de radiação (Tabela

77 74 2 da seção 5.2.1). A Figura 29 representa os valores de dose em kerma no ar medidos no ambiente tomográfico. 2,5x10-3 2,0x10-3 1,5x10-3 Condição 1 (Fossa posterior:120kv, 240mAs e 3mm) Condição 2 (Supratentorial:120kV, 225mAs e 10mm) Condição 3 (Parâmetros extremos:135kv, 255mAs e 10mm) Dose (msv) 1,0x10-3 5,0x10-4 5,0x10-5 4,0x10-5 3,0x10-5 2,0x10-5 1,0x10-5 Acompanhante Operador Público Posição da medida Figura 29- Níveis de dose nas posições de medida. Os valores de dose obtidos nas medidas de monitoração dos ambientes representaram a magnitude das diferenças de exposição para um corte tomográfico nos diversos parâmetros e locais de medidas. Multiplicando os valores de dose em kerma no ar encontrados nas medições pelo fator de ocupação do ambiente e pela carga de trabalho da instituição de Ilhéus (equação 4), se obtém valores de dose externa representadas no gráfico da Figura 30.

78 Condição 1 (Fossa posterior:120kv, 240mAs e 3mm) Condição 2 (Supratentorial:120kV, 225mAs e 10mm) Condição 3 (Parâmetros extremos:135kv, 255mAs e 10mm) Dose externa (msv/semana) 4 2 0,10 0,08 0,06 0,04 Nível de restrição de dose (Portaria 453, 1998) 0,02 0,00 Acompanhante Operador Público Posição da medida Figura 30- Níveis de dose externa nas posições de medida. O resultado do levantamento radiométrico no ambiente tomográfico da instituição foi satisfatório. Foi possível observar que os resultados obtidos de dose externa, que é uma grandeza de proteção radiológica para limitação da exposição, se encontraram abaixo do nível de restrição de dose estabelecido pela Portaria 453, posição do operador e do público, mesmo para parâmetros máximos de aquisição do exame de crânio (Tabela 8). Tabela 8- Valores de dose externa no ambiente tomográfico. Posição Condição Dose externa (msv/semana) Acompanhante ,568±0,090 6,508±0,228 9,213±0,322

79 76 Operador Público ,034±0,001 0,036±0,001 0,037±0,001 0,0068±0,0002 0,0091±0,0003 0,0119±0,0004 Foi possível notar que o nível do poluente no ambiente da sala do operador e na zona onde fica o público é muito baixo comparando-se com os níveis de exposição na sala do tomógrafo onde fica o possível acompanhante. Isso acontece porque todos os ambientes que possuam um aparelho de radiodiagnóstico devem ter uma blindagem que diminua a intensidade da radiação, impedindo que parte dos raios-x ultrapasse os limites do ambiente em questão. Os dados confirmam que as barreiras de proteção no ambiente tomográfico de Ilhéus são eficientes. Estes dados também mostram que a exposição proveniente dos exames tomográficos de crânio está dentro dos níveis permissíveis. Também, é necessário evidenciar que a carga de trabalho semanal da instituição ajuda a proporcionar esse nível de exposição tão baixo. O somatório de exames realizados no período de uma semana (125 pacientes), realizados com os parâmetros usuais do exame de crânio, possibilita uma exposição abaixo dos níveis permissíveis de dose. Mesmo as doses medidas em condições extremas de aquisição do exame, que representaram um aumento de 92% e 98% em relação às condições 1 e 2 na posição do operador, respectivamente, e um aumento de 18% e 25% em relação às condições 1 e 2 da posição do público, estavam dentro do limite aceitável pela legislação. Mais é importante frisar que, por se tratar de um poluente que em qualquer quantidade pode trazer malefícios, deve-se manter os níveis de exposição o mais baixo possível (princípio ALARA), que é um dos objetivos deste estudo. Devido aos níveis extremos da exposição à radiação na sala de tomografia (medida realizada na posição do acompanhante) é necessária a utilização de barreira primária, como o avental de chumbo que proteja o tórax e a tireóide da dose direta, diminuindo muito os níveis recebidos. É possível determinar uma dose externa média por paciente na posição do

80 77 acompanhante dividindo-se os valores de dose externa por semana pelo número de pacientes atendidos na instituição nesse período (125 pacientes). Comparando-se os valores dessa dose com os valores permissíveis, é possível inferir que o enfermeiro só poderá acompanhar aproximadamente cinco exames na primeira condição, dois exames na segunda condição e um exame na terceira condição, no período de uma semana Levantamento de dose absorvida pelo paciente Inicialmente foram realizadas medidas de dose para o exame de crânio com a finalidade de se obter um panorama da situação da instituição estudada antes da otimização (Tabela 9). Tabela 9- Valores de dose medidos para duas regiões anatômicas do exame de crânio. Região Anatômica do exame Fossa posterior Supratentorial Média das leituras em Kerma no ar (mgy) 2,463±0,086 7,170±0,251 CTDI ar (mgy) 82,11±2,87 71,70±1,20 Foi possível visualizar que a dose em CTDI ar proveniente da região da Fossa Posterior, do exame tomográfico de crânio, é maior que a dose na região Supratentorial (Figura 31).

81 78 CTDI ar (mgy) Fossa posterior Localização Nível de restrição de dose (Toshiba) (IMPACT, 2006) Supratentorial Figura 31- Distribuição dos valores de CTDI ar calculados para exames de crânio. A dose, em CTDI ar, proveniente da varredura da Fossa Posterior, seguindo as configurações do protocolo utilizado pela instituição antes da otimização, está acima dos níveis permissíveis pelos órgãos regulamentadores. Os pacientes submetidos a este exame estão recebendo uma dose alta, estando propensos a um aumento da probabilidade de ocorrência de efeitos biológicos. Foi possível notar que é necessário haver uma redução em 11% da dose gerada pela varredura da fossa posterior, para que esteja dentro dos parâmetros permissíveis. 6.3 Desenvolvimento de uma metodologia para indicar novos parâmetros para realização dos exames Configurações Com a finalidade de se diminuir as doses do poluente, dose externa e dose

82 79 absorvida, provenientes dos exames tomográficos de crânio em Ilhéus, fez-se estimativas de CTDI ar, teste de Ruído de imagem, RAC e RBC em vários cenários. A modificação dos parâmetros do exame responsáveis pela variação da dose de radiação e da qualidade de imagem (tensão e produto corrente pelo tempo de exposição) promoveu um estudo para vinte novos protocolos. Essas variações serviram como referência de técnicas otimizadas e que possibilitassem menor dose de radiação. Deste modo, a amostra dessas configurações foi importante para proporcionar uma redução do poluente na tomografia em Ilhéus Novo phantom para medições de dosimetria e controle de qualidade de imagem A construção do simulador, através da pesquisa, veio para solucionar um problema de viabilidade de realização dos testes de qualidade da imagem tomográfica. Neste cenário, a compra do material necessário para as medidas não foi efetivada em tempo hábil, fazendo com que se pensasse em métodos alternativos. Deste modo, através de pesquisas bibliográficas, verificou-se que era possível a construção do simulador necessário para a realização dos testes. É importante salientar que os custos gerados com a construção do phantom foram, aproximadamente, dez vezes menores do que os custos com a aquisição de um phantom comercial. Os padrões de qualidade de um simulador comercial podem ser maiores, mas os resultados obtidos através da utilização do simulador construído foram satisfatórios. A Figura 32 mostra o phantom confeccionado.

83 80 Figura 32- Esquematização do phantom criado pela pesquisa para medida de dose e para realização dos testes de qualidade de imagem. A utilização do phantom construído possibilitou a realização dos diversos testes para minimização. As Figuras 33 a 37 mostram os módulos de cada teste realizado, com suas respectivas imagens tomográficas geradas.

84 81 Figura 33- Esquematização do módulo de dosimetria: placa de encaixe da câmara de ionização. Figura 34- Esquematização do módulo para realização do teste de Ruído e sua respectiva imagem tomográfica.

85 82 Figura 35- Esquematização do módulo para realização do teste de Resolução de Baixo Contraste e sua respectiva imagem tomográfica. Figura 36- Módulo para realização do teste de Resolução de Alto Contraste e sua respectiva imagem tomográfica.

86 83 Figura 37- Esquematização do módulo para realização do teste de Alinhamento de Resolução de Alto Contraste e suas respectivas imagens tomográficas (corte tomográfico e reconstrução). Os resultados obtidos representaram fielmente a realidade. Foi comprovado através das imagens que este tipo de equipamento foi adequado para a realização dos testes Levantamento de dose e testes de controle de qualidade das imagens A Tabela 10 mostra os valores médios da dose em kerma no ar e CTDI ar de acordo com a variação dos protocolos do exame de crânio na instituição de Ilhéus.