existia mais de 1,5 milhões de mulheres adultas de todas as idades com implantes de silicone na mama (NAIM 202, 1999). O relatório mostrou também que

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1 1. INTRODUÇÃO Com o número crescente de incidência do câncer de mama no mundo, vem aumentando a busca por conhecimento sobre esse tema por parte da sociedade em geral. Da mesma forma, a reconstrução e o aumento da mama vêm se tornando uma das cirurgias mais frequentes no mundo, com diversos tipos de implantes sendo usados para simular a mama natural tanto na aparência como na textura (ZAHAVI et al., 2006). Diversos estudos já analisaram o uso da mamografia e ultrassonografia para detecção de anormalidades na mama, e também no que diz respeito à implementação de controle de qualidade para esses tipos de exame. Entretanto, há poucos dados na literatura sobre os parâmetros utilizados em mulheres portadoras de próteses de silicone. O Toole e Caskey (2000), por exemplo, fizeram um estudo sobre os vários métodos por imagem no sentido de verificar as diversas possibilidades de diagnóstico em mamas com implante, listando também as suas principais dificuldades técnicas relacionadas ao implante em cada método diagnóstico. Porém, em nenhum momento neste trabalho, os autores fazem referência à qualidade da imagem e nem aos objetos simuladores ou outros dispositivos necessários à avaliação da qualidade da imagem. Walderhaug et al. (1995), fazem referência ao controle de qualidade da imagem mamográfica a partir de parâmetros da imagem e da dose de entrada na pele. Embora o trabalho desses autores tivesse o objetivo de orientar para a otimização dos procedimentos radiográficos, ele também não faz referência a exames mamográficos de mamas com implante de silicone. Movahed (2007), em um artigo que se refere à interferência do implante mamário na aquisição e interpretação de imagens ecocardiográficas, relata que esse tipo de implante influencia significativamente no resultado de tais exames, devido às diferenças acústicas dos órgãos e tecidos envolvidos, que dificultam a visualização das câmaras e válvulas cardíacas, provocando uma acentuada diminuição da acurácia do diagnóstico. A National Academy of Sciences publicou, em 1999, um relatório mostrando que, de acordo com evidências epidemiológicas, nos Estados Unidos 1

2 existia mais de 1,5 milhões de mulheres adultas de todas as idades com implantes de silicone na mama (NAIM 202, 1999). O relatório mostrou também que é esperado que algumas dessas mulheres venham a desenvolver doenças do tecido conjuntivo, neoplasias, doenças neurológicas e outras queixas e condições sistêmicas. Também é citado nesse relatório que as doenças ou condições em mulheres com implante são tão comuns quanto nas mulheres sem implante. Neste trabalho buscamos gerar uma discussão em torno do efeito da prótese de silicone em imagens de mamografia e ultrassonografia, quantificando esse efeito, partindo do princípio de que, a inserção da prótese de silicone na mama reduz a visualização das áreas do tecido mamário. Na mamografia, a diminuição da visualização das áreas do tecido mamário pode conduzir a uma redução do diagnóstico acurado do câncer de mama, devido a perdas na resolução espacial e de contraste da imagem, em razão da diferença das características do material composto pela prótese de silicone em relação ao tecido mamário. Essa diferença pode fazer com que ocorra mais espalhamento do feixe de raios X nas áreas adjacentes ao implante. Além desses fatores, existem os decorrentes da mudança de metodologia de execução do exame mamográfico, o que pode resultar na compressão inadequada da mama, permitindo a sobreposição das estruturas. O fator relacionado à sobreposição foi citado por Spadoni (2003). Como em muitos casos a mamografia não oferece diagnósticos conclusivos, o exame de ultrassonografia tem sido cada vez mais utilizado como complemento à mamografia. No caso de testes de controle de qualidade em ultrassonografia, eles possuem o mesmo propósito do que em outros equipamentos, que é de verificar o desempenho dos equipamentos de ultrassom, no sentido de proporcionar um diagnóstico mais acurado. Um programa de controle de qualidade em ultrassonografia envolve varias atividades, dentre elas podemos destacar: testes de controle de qualidade, manutenção preventiva, calibração dos equipamentos e educação continuada dos profissionais que operam estes aparelhos. Nos Estados Unidos, algumas instituições, como a Associação Americana de Físicos em Medicina (AAPM), o Colégio Americano de Radiologia e o Instituto Americano de Ultrassom na Medicina são responsáveis pela regulamentação da 2

3 utilização e avaliações do uso destes equipamentos. Além disso, essas instituições especificam sobre o uso dos objetos simuladores mimetizadores de mama para serem aplicados em testes de controle de qualidade. Os objetos simuladores servem para avaliar e/ou ajustar as configurações do aparelho, de forma a permitir uma melhor imagem clínica possível. Por exemplo, em ultrassonografia possibilitam verificar, principalmente, o ajuste de configuração do brilho e contraste do monitor de vídeo sob condições de iluminação ambiente; ou seja, mais especificamente itens como: constância do monitor, a uniformidade de imagem, profundidade de visualização, a precisão na resolução lateral e axial. (GOODSITT et al., 1998). No Brasil, não existe nenhuma regulamentação a respeito das condições do desempenho dos equipamentos de ultrassonografia, os parâmetros de utilização destes equipamentos são configurados através dos manuais de funcionamento especificados por cada fabricante e de acordo com as leis dos seus países de origem, deixando de levar em conta, por exemplo, as condições inerentes à qualidade de energia fornecida e fatores como temperatura e pressão ambiente nas instituições brasileiras. Com a escassez de informações a respeito da avaliação da qualidade e dada à importância da avaliação criteriosa dos parâmetros empregados para a obtenção de imagens com fins diagnósticos em mamas com implantes de silicone, propôs-se, neste trabalho, o desenvolvimento de simuladores de mama para avaliação de parâmetros físicos e clínicos em mamografia e ultrassonografia. A construção e teste desses objetos constituíram o objetivo principal desse trabalho. Especificamente, foram construídos três simuladores de mama: um simulador convencional, que embora a sua construção não fosse o objetivo maior deste trabalho, possibilitou o aprimoramento de um objeto simulador já comercializado. Esse novo simulador continha as dimensões de suas estruturas teste adequadas aos requisitos estabelecidos pela legislação; um simulador com prótese de silicone para avaliação da qualidade da imagem de mamografia e outro simulador com implante de silicone para avaliação da imagem em ultrassonografia. 3

4 Além da construção destes simuladores, foram avaliadas as reais condições de operação dos mamógrafos instalados no Estado de Sergipe, utilizando-se para isso, inclusive, o simulador convencional produzido. 4

5 2- FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA 2.1 SAÚDE O conceito de saúde é algo discutível e sofreu várias alterações ao longo do tempo, devido o próprio desenvolvimento da medicina. Segundo a Organização Mundial de Saúde (OMS), a saúde é definida não apenas como a ausência de doença, mas como uma situação de perfeito bem-estar físico, mental e social de um indivíduo (SEGRE e FERRAZ, 1997). A Constituição Federal Brasileira, em seu artigo 196, evita a discussão da definição do que seja saúde e preconiza que A saúde é direito de todos e dever do Estado, garantido mediante políticas sociais e econômicas que visem à redução do risco de doença e de outros agravos e ao acesso universal e igualitário às ações e serviços para a promoção, proteção e recuperação". Este é o princípio que norteia o Sistema Único de Saúde (SUS) (BRASIL, 1988). O conceito de saúde reflete a conjuntura social, econômica, política e cultural de uma população. Ou seja, saúde não representa a mesma coisa para todas as pessoas, Tal conceito dependerá da época, do lugar, da classe social, dos valores individuais e de concepções científicas, religiosas e filosóficas. O mesmo, aliás, pode ser dito do conceito de doença (SCLIAR, 2007). Com o desenvolvimento de instrumentos específicos para o diagnóstico de doenças a medicina obteve avanços muito importantes no que diz respeito ao caráter científico das doenças. Além disso, a administração de terapias adequadas e precoces auxilia para uma melhor qualidade de vida dos pacientes. Entre esses avanços, podemos lembrar dois fatos muito importantes, e de certa forma revolucionários: a Revolução Pasteuriana e o nascimento da radiologia. A Revolução Pasteuriana introduziu a simbologia da impureza através da categoria da doença/patogenia (CUNHA, 2009), cuja ideia foi transmitida pelas campanhas sanitárias. Na época, século XIX, o sanitarismo era uma revolução porque, pela primeira vez, fatores etiológicos até então desconhecidos, estavam sendo identificados, e doenças poderiam ser prevenidas e curadas. 5

6 O segundo fato aconteceu a partir da descoberta dos raios X pelo Físico alemão Wilhelm Conrad Röntgen, em outubro de Com sua descoberta, Röntgen conseguiu estimular vários trabalhos dentro das ciências naturais e médicas, fazendo com que, já no ano seguinte, a sua descoberta fosse utilizada em vários trabalhos envolvendo a medicina, o que ajudou a ampliar as possibilidades de diagnóstico das doenças (GLASSER, 1989). A partir desses fatos e de toda evolução tecnológica ocorrida após esta época, a medicina busca atuar de forma preventiva para a descoberta de possibilidades para a cura de doenças, Assim, a prevenção e o diagnostico precoce é um dos principais objetivos dos métodos diagnósticos modernos. Há muito tempo, um dos problemas de saúde que motivam a busca pela prevenção e o diagnóstico precoce é o câncer, pois por diversos fatores, a sua incidência vem aumentando no mundo inteiro. No próximo item iremos descrever sobre câncer, sempre evidenciando, a partir dos objetivos do trabalho, as neoplasias de mama. 2.2 O CÂNCER O número de casos de câncer vem aumentando em todo mundo, fatores ambientais ou genéticos podem ser as grandes causas desse mal. Em 2008, a International Agency for Research on Cancer estimou a ocorrência de 12,4 milhões de casos novos e 7,6 milhões de óbitos por câncer no mundo, desses, 1,29 milhões de óbitos seriam de casos de câncer de mama. No Brasil, as estimativas para 2010, que são válidas também para 2011, apontam para a ocorrência de novos casos de câncer. Em relação ao câncer de mama, estão previstos 49 mil novos casos. Em Sergipe está prevista a ocorrência de 310 novos casos em cada um desses dois anos. Esse número significa aproximadamente 30% de todos os novos casos de câncer no estado, o que representa o segundo maior índice da neoplasia em Sergipe (BRASIL, 2009). As células normais para se converterem em neoplásicas passam por uma série de transformações, ou seja, mutações que são caracterizadas pelas seguintes fases: a aparição de uma lesão pré-neoplásica, decorrentes de alterações genéticas; posteriormente, o surgimento do câncer, devido ao acúmulo temporal dos danos genéticos, e a partir disso, com a diminuição das condições 6

7 orgânicas do paciente podem ocorrer metástases, que resultam no desenvolvimento de um novo sítio, com mesmo tipo celular, em outro órgão ou região do corpo. Todos estes processos são influenciados por múltiplos fatores, alguns deles fazem parte da história de cada indivíduo e dificilmente são modificáveis. Já outros podem ser evitados com a melhoria dos hábitos alimentares e do estilo de vida ao qual o indivíduo está inserido (ZANÓN, 2000) Hábitos como tabagismo, etilismo, exposição ocupacional a cancinorgênico s químicos, bem como algumas viroses, como a hepatite B, por exemplo, que pode causar o carcinoma hepatocelular, e o papiloma vírus humano (HPV), que pode induzir o câncer de cérvix uterino, são identificados também como indutores de lesões neoplásicas (DRINKWATER e SUDGEN, 1990). 2.3 ANATOMIA DA MAMA As características anatômicas e morfológicas da mama de indivíduos do sexo feminino e masculino são iguais durante a infância. A partir da puberdade, quando ocorre o aumento da produção do hormônio estrogênio inicia-se o desenvolvimento das mamas nas mulheres, fase esta que pode chegar até os 18 anos (GRAY, 1977). As mamas são glândulas cutâneas, sudoríparas, extremamente desenvolvidas e orientadas para produção de secreção láctea. Estão localizadas entre a segunda e a sexta costela, sobre o músculo peitoral maior, desde o esterno até a linha mesoaxilar. As mamas têm importante função na sexualidade feminina (COTRAN et al., 1991). Basicamente, a mama é composta de tecido glandular, tecido fibroso e tecido adiposo. Um conjunto de lóbulos faz parte do tecido glandular, este tecido é responsável pela produção do leite. A mama é revestida pelo tecido adiposo de forma uniforme com exceção da área da aréola e do mamilo. Na fase de lactação, a partir dos lóbulos, o leite passa por dentro dos tubos ou ductos e é excretado pelo mamilo. Ao longo da vida da mulher, a mama se apresenta com diferentes características. As mulheres mais jovens apresentam mamas com maior quantidade de tecido glandular, o que torna a mama mais densa e firme. Com a 7

8 proximidade da menopausa, ocorrem mudanças no organismo, principalmente relacionadas à diminuição da produção dos hormônios femininos, o que desencadeia o processo denominado de involução, no qual o tecido glandular mamário passa por um processo de degeneração. Devido a essas características, a mama pode ser classificada quanto a sua densidade em três tipos: fibroglandular, fibroadiposa e adiposa. Esses tipos se diferenciam pela relação entre as quantidades de tecido glandular e tecido adiposo, ou seja, ao longo da vida adulta ocorre a substituição do tecido fibroglandular por tecido fibroadiposo, chegando à mama das mulheres mais idosas a ser constituída apenas por tecido adiposo, o que causa a diminuição da densidade do tecido mamário (OLIVEIRA, 2005). 2.4 O CÂNCER DE MAMA As principais alterações identificadas na mama são classificadas como primárias e secundárias. As alterações primárias são representadas por nódulos, microcalcificações, densidades assimétricas e neodensidades (ROSA, 2005). Os nódulos apresentam características que podem ser detectadas pela mamografia, pois suas pequenas dimensões podem apresentar contornos regulares na formas lobulares, irregulares ou espiculados. À medida que ocorre a variação do contorno, desde a forma lobular até a forma especular, aumenta o grau da malignidade. Esse tipo de achado mamográfico representa cerca de 40% dos casos de câncer não palpáveis. As microcalcificações são estruturas musculares compostas de cálcio, com dimensões menores ou iguais a 0,5 mm, que são encontradas no interior dos ductos mamários, ao seu redor, nos ácinos, estruturas vasculares, estroma glandular, gordura e na pele. Podem ser observados em 42% dos casos de câncer com lesões não palpáveis, podendo representar o sinal mais precoce da malignidade. As densidades assimétricas são lesões que apresentam áreas densas e isoladas. Representam 3% das lesões não palpáveis e podem ter um aspecto difuso quando abrangem um grande segmento da mama ou podem aparecer em um pequeno setor da mama (BRASIL, 2005b). 8

9 Os sinais secundários relacionados às neoplasias mamárias são descritos como: espeçamento da pele, permeação linfática, vascularidade aumentada, comprometimento lifonodal e dilatação ductal. Por meio da observação desses sinais são feitas a triagem e classificação no diagnóstico. 2.5 MAMOGRAFIA Atualmente, a mamografia é o método mais eficaz para o diagnóstico precoce do câncer de mama, principalmente para as mulheres acima dos 40 anos de idade e nas jovens pertencentes ao grupo de risco por terem histórico familiar positivo ou apresentarem algum tipo de lesão suspeita; apesar de que, nas mamas jovens devido a dificuldade de compressão da mama, pelo alto teor de tecido fibroso, a qualidade do exame é prejudicada (COSTA, 1999). Na mamografia, a possibilidade de visualização de estruturas de interesse, ou seja, a sensibilidade, varia em torno de 91% a 96%, e sua especificidade, que é dada pela capacidade de identificação do carcinoma impalpável da mama, chega a 90%. Esses fatores contribuem para a obtenção de diagnósticos acurados de neoplasias mamárias, porque dentre os sinais que auxiliam na identificação de tais patologias estão massa nodular com densidade maior que o tecido adiposo, microcalcificações com dimensões abaixo de 200 µm e distorções da estrutura do tecido mamário (JACOBSON, 1998). A técnica mamográfica foi inicialmente testada em 1920, mas não obteve sucesso devido aos poucos recursos tecnológicos disponíveis na época. Somente em 1950, através do uso de equipamentos que possibilitavam o emprego de baixas tensões e altos valores do produto corrente e tempo (mas) e também de filmes adequados para exposição direta, foi possível obter imagens com valor diagnóstico (SOARES e LOPES, 2001). A tecnologia dos mamógrafos se desenvolveu de forma significativa a partir de 1966, quando foi construída a primeira máquina dedicada à mamografia; até então, as imagens eram produzidas através de aparelhos convencionais com anodo de tungstênio, nas quais eram produzidas imagens de baixa qualidade. Além disso, tais equipamentos favoreciam a deposição de níveis altos de dose de radiação nas pacientes. 9

10 Em 1969, foi lançado o primeiro modelo de mamógrafo comercial, o Senographe I, da Companhia CGR. Esse aparelho possuía características inovadoras, como o anodo de molibdênio, filtro de molibdênio de 0,3 mm e tamanho do ponto focal de 0,6 mm, o qual tornava possível a obtenção de imagens com maior valor diagnóstico e menores doses absorvidas. A partir deste, outros equipamentos foram desenvolvidos por outras empresas, sendo chamados, posteriormente, de primeira geração de mamógrafos (PEIXOTO, 2005). Nos últimos anos, os equipamentos mamográficos absorveram muitos avanços tecnológicos, apresentando subsídios ao surgimento de mamógrafos digitais. O mamógrafo digital consiste de um equipamento muito semelhante ao aparelho de mamografia convencional, com exceção do sistema de registro da imagem, porque o filme e o écran são substituídos por detectores semicondutores sensíveis aos raios X (NETO et al., 2007). Diferentemente da radiologia convencional, que produz a radiografia através da interação da radiação com elementos de elevado contraste, com alta densidade, como osso, na mamografia o objeto radiológico é basicamente formado por músculo e gordura, que são estruturas muito semelhantes em termos de densidade e, consequentemente, apresentam quase a mesma radiopaquicidade, o que determina um baixo contraste radiológico. O contraste radiográfico é definido como a capacidade de visualização de elementos com pequenas diferenças de densidade. Essas pequenas diferenças de absorção no tecido mamário fazem com que seja necessária a adoção de técnicas radiográficas que ressaltem os tecidos de maneira a se obter contraste adequado na imagem, o que melhora a condição para o diagnóstico (SOARES e LOPES, 2001). Considerando-se a baixa absorção diferencial da radiação em tecidos moles, a técnica radiográfica de baixa tensão, utilizada em mamografia, possibilita maximizar o efeito fotoelétrico e melhorar o grau de absorção da radiação (SOARES e LOPES, 2001). Na figura 2.1 é apresentada a variação do coeficiente de atenuação linear em função da energia dos fótons usados em mamografia. 10

11 Figura 2.1- Variação do coeficiente de atenuação linear em função da energia dos fótons empregados em mamografia (OLIVEIRA, 2007). Analisando-se esse gráfico, percebe-se que em menores energias há uma melhor discriminação dos tecidos devido à maior razão entre o coeficiente de atenuação e a energia. A seguir serão descritos alguns fundamentos importantes relacionados à mamografia e ao implante mamário de silicone PRODUÇÃO DE RAIOS X Um dos métodos utilizados no diagnóstico precoce do câncer de mama é o exame de mamografia. Nesta modalidade de exame são utilizados os mesmos princípios dos exames realizados com equipamentos de raios X convencionais para a avaliação de outros órgãos e tecidos; porém, com algumas particularidades, que a partir dos próximos tópicos descreveremos com mais profundidade. Os raios X são ondas eletromagnéticas, cujo espectro de frequências está localizado numa faixa de a Hz. Essas ondas podem ser produzidas artificialmente por meio da interação entre elétrons com alta velocidade e uma placa metálica. Basicamente, os equipamentos geradores de raios X são compostos por uma fonte produtora de alta tensão e uma ampola de vidro contendo um anodo e um catodo. Dentro da ampola é necessário que haja vácuo 11

12 para que os elétrons possam ser acelerados entre o catodo e o anodo sem a interferência de átomos de gás. Quando o filamento de tungstênio que forma o catodo é aquecido, elétrons são liberados termoionicamente e acelerados em direção ao anodo devido uma diferença de potencial. Ao interagir com os átomos do alvo, parte da energia do feixe de elétrons é convertida em raios X. Estes raios X são produzidos como radiação característica (espectro característico) ou como radiação de freamento (espectro contínuo) (OKUNO e YOSHIMURA, 2010). Os raios X de freamento, que apresentam um espectro contínuo de energia, são produzidos quando os elétrons do feixe são desviados de suas trajetórias ao interagir com os núcleos dos átomos do alvo. Nesta interação, a energia cinética do elétron ou parte dela é dissociada e se propaga como radiação eletromagnética, chamada de radiação X. Neste caso, a energia do fóton emitido por esse processo depende da voltagem aplicada e da corrente de filamento. A outra forma, chamada de radiação característica ou raios X de espectro característico, ocorre quando elétrons acelerados removem elétrons das camadas eletrônicas mais internas do átomo que constitui o alvo, criando vacâncias e ionizando o átomo. Os átomos ionizados retornam ao seu estado normal, com o preenchimento da vacância por um elétron de uma camada mais externa, tendo seu equilíbrio eletrônico restabelecido. Neste salto do elétron da camada mais externa para a camada mais interna, tem-se a produção de um fóton (radiação característica). A energia deste fóton será igual à diferença das energias de ligação entre as duas camadas, ou seja, seu valor será discreto e característico de cada elemento químico (SCAFF, 1997). A radiação característica é somente uma menor parte do feixe de radiação emitido por um tubo de raios X. Para voltagens aplicadas entre 50 e 150 kv, esta radiação contribui com aproximadamente 10% do total dos raios X produzidos pelos dois mecanismos, e para tensões aplicadas maiores, a contribuição dos raios X característicos é ainda menor. Tratando-se de mamógrafo, devido aos materiais utilizados na construção do alvo, os maiores picos de energia encontram-se dentro da faixa de raios X característicos. 12

13 2.5.2 EFEITOS DA INTERAÇÃO DA RADIAÇÃO COM A MATÉRIA Em cada interação dos raios X com a matéria, de acordo com a intensidade da energia, podem ocorrer os seguintes fenômenos: espalhamento coerente (efeito Thomson); absorção fotoelétrica; espalhamento incoerente (efeito Compton) e produção de pares. Nesta ordem, a seguir, abordaremos os tipos que são mais frequentes em radiodiagnóstico. Na figura 2.2, mostramos a relação entre o número atômico e a energia do material absorvedor para a interação fotoelétrica, efeito Compton e produção de pares. Figura 2.2- Gráfico ilustrativo da relação entre os efeitos da radiação com a matéria em função da energia do fóton e do número atômico do material absorvedor (YOSHIMURA, 2009). Na mamografia, a energia dos raios X varia entre 0,02 e 0,03 MeV. Desta forma, observa-se a predominância do efeito fotoelétrico neste exame de radiodiagnóstico Efeito Fotoelétrico O efeito fotoelétrico ocorre quando a radiação X transfere toda a sua energia para um único elétron orbital, ejetando-o do átomo, ou seja, produzindo ionização. O processo de troca de energia é dado pela equação 2.1: E hf E (2.1) c lig 13

14 Sendo E c a energia cinética do elétron ejetado, hf a energia da radiação X incidente e E lig a energia de ligação do elétron ao seu orbital. Este elétron expelido do átomo é denominado fotoelétron. A seção de choque, que representa a probabilidade de ocorrência de uma interação, no efeito fotoelétrico se torna muito dependente do número atômico do material e a energia do fóton incidente (OKUNO e YOSHIMURA, 2010). Um fenômeno interessante ocorre quando o fóton tem exatamente a mesma energia de ligação de elétrons da camada K, fenômeno chamado de borda K (k-edge). Nesse fenômeno, para átomos de número atômico elevado, os elétrons da camada K respondem por quase toda ocorrência do efeito fotoelétrico, estabelecendo o caráter ressonante entre a energia do fóton e a energia de ligação do elétron Efeito Compton (Espalhamento incoerente) O espalhamento incoerente ocorre quando a energia do fóton é superior às energias de ligações dos elétrons. Este processo envolve mais frequentemente os elétrons das camadas mais externas dos átomos e elétrons fracamente ligados, pertencentes a átomos de baixo número atômico, tais como os presentes nos tecidos moles. Parte da energia do fóton é usada para remover o elétron e a restante o mantém em movimento, em uma direção diferente. O elétron retirado passa a chamar-se elétron Compton (elétron de refluxo) e irá interagir com o meio até ceder toda a sua energia. O fóton desviado, fóton dissipado, irá também sofrer outras interações em regiões diferentes (SCAFF, 1997) Outras Formas de Interação Além das já citadas, outras formas de interação da radiação com a matéria podem ocorrer também; porém, como os valores das energias dos fótons de radiação X utilizados em radiodiagnóstico são da ordem de até uma centena de kv, esses tipos de efeitos não serão considerados neste trabalho. A absorção fotoelétrica e o efeito Compton são os efeitos que predominam na formação da imagem radiológica. Nesses efeitos, os tons de cinza da imagem, 14

15 apresentados na forma do contraste, dependem das características do objeto que absorve o feixe de radiação. Assim, o contraste da imagem será maior para feixes de baixa energia, devido à predominância do efeito fotoelétrico, e menor para feixes de alta energia, pela predominância do efeito Compton O MAMÓGRAFO O mamógrafo é um equipamento de raios X dedicado exclusivamente à mamografia. Devido a sua configuração física, tal equipamento proporciona flexibilidade no posicionamento da mama do paciente. Esse equipamento apresenta, basicamente, um dispositivo de compressão, baixa relação de grade, tubo de raios X com ponto focal de tamanho pequeno, e receptor de imagem (cassete com tela-filme ou detectores semicondutores). A maioria dos mamógrafos possui o controle automático de exposição (GOMES, 2001). A figura 2.3 apresenta um exemplo de um equipamento mamográfico. Figura 2.3- Equipamento mamográfico (SIEMENS, 2010). A figura 2.4 mostra um esquema com a disposição de alguns dos principais componentes de um mamógrafo. A seguir, nos subitens a serão descritos os princípios de funcionamento de cada dispositivo apresentado nesta figura. 15

16 Figura 2.4- Esquema com os principais componentes de um mamógrafo (OLIVEIRA, 2007) O Tubo de Raios X do Mamógrafo Os constituintes do tubo de raios X de um mamógrafo se diferenciam dos de um equipamento de raios X convencional por alguns aspectos, que fazem com que o equipamento de mamografia possua características particulares. Uma das características está relacionada ao material do qual é composto o alvo, fator que contribui para diferenciar a faixa de energia de operação deste equipamento, que deve estar entre 15 e 30 kev. Normalmente, nos mamógrafos, o alvo é feito de molibdênio (Mo), o que possibilita picos de energia na faixa de 17,5 a 19,6 kev; entretanto, em alguns equipamentos utiliza-se o ródio (Rh) por esse metal possibilitar feixes com energia na faixa de 20,2 a 22,7 kev, devido o seu maior número atômico. Um mamógrafo é projetado de forma a fornecer um feixe de radiação tangente à parede torácica, permitindo radiografar estruturas a partir desta região. O anodo possui uma angulação de 10 a 20 em relação à direção do feixe oriundo do catodo para aumentar a área efetiva e diminuir o ponto focal. Essa angulação dá origem ao chamado efeito anódico, em que a intensidade dos raios X do lado do catodo é maior que do lado do anodo. O efeito anódico é muito importante na obtenção de uma densidade óptica homogênea no filme, na região de maior espessura da mama (GOMES, 2001). Outra característica importante está relacionada ao tamanho e a geometria do ponto focal. Em mamografia são usados dois pontos focais: o fino, com 16

17 dimensões aproximadas de 0,1 mm x 0,1 mm, e o foco grosso, com 0,3 mm x 0,3 mm. O foco fino permite operar com o produto corrente e tempo (mas) entre 10 e 40 mas, enquanto o foco grosso pode chegar a valores entre 41 a 250 mas. O foco fino permite melhor resolução espacial e é utilizado em técnicas que requer um maior contraste de determinada região localizada da mama (OLIVEIRA, 2007). Por último, com o propósito de bloquear os feixes de baixa energia, que não contribuem para o diagnóstico, são utilizados filtros metálicos. Por meio dos filtros o espectro do feixe pode ser modificado, de modo à melhor se adequar às particularidades da mama de cada paciente. A otimização do feixe de energia do mamógrafo é feita através da escolha da melhor combinação entre o material do alvo e do filtro, tendo como consequência a filtração da faixa de energia da radiação de freamento, porque essa radiação não contribui para o objetivo radiológico da mamografia, restringindo à energia do feixe à faixa de radiação característica. Assim, o feixe estará apropriado às necessidades energéticas para interação com os tecidos moles da mama. As combinações mais frequentes de material alvo-filtro utilizadas neste processo são Mo/Mo, Rh/Rh e Mo/Rh. Para anodos constituídos de molibdênio, esta filtração adicional é obtida através da inserção de um filtro de molibdênio com espessura de 0,03 mm ou de ródio com espessura de 0,05 mm. No caso do ânodo de ródio utiliza-se o filtro de ródio com espessura também de 0,05 mm, o que possibilita um feixe mais penetrante, ou seja, mais adequado para mamas densas e espessas. A figura 2.5 mostra o espectro de raios X produzidos por um mamógrafo sem filtração (curva preta) e os espectros com a utilização dos filtros de ródio (curva laranja) e de molibdênio (curva verde). 17

18 Figura 2.5- Espectro de raios X para mamografia utilizando filtros de Mo e Rh (OLIVEIRA, 2007). Para a formação da imagem da mama é necessária a utilização de acessórios que associados ao feixe promovem um bom resultado final de imagem. Entre os acessórios estão os colimadores, que são usados para diminuir a área de incidência do feixe de radiação e, consequentemente, a dose no paciente, além de ajudar na melhoria da qualidade da imagem devido à redução da radiação espalhada (ROSA, 2005). A colimação é realizada com a ajuda de lâminas de chumbo com espessura de 2 mm que se encaixam junto ao cabeçote, estas lâminas possuem uma região aberta por onde passa a radiação útil (SOARES e LOPES, 2001) A Compressão da Mama A placa de compressão, confeccionada com material radiotransparente, é um dispositivo do mamógrafo que possibilita a compressão uniforme da mama, fazendo com que ocorra um aumento da resolução espacial e do contraste na imagem associados a uma menor dose no paciente devido a fatores como: diminuição da sobreposição das estruturas que compõem a mama (separação entre massas sólidas e císticas), a imobilidade do paciente e a redução do espalhamento da radiação no filme. A figura 2.6 apresenta um esquema de comparação entre uma mama não comprimida e outra comprimida e a forma mais apropriada de se realizar a compressão. 18

19 Figura 2.6- Sistema de compressão da mama (SOARES e LOPES, 2001) A Grade Anti-espalhamento O uso da grade anti-espalhamento é o meio mais prático e efetivo de reduzir a contribuição da radiação espalhada em radiologia diagnóstica. As grades são feitas de barras ou faixas finas de chumbo ou de outro material com grande capacidade de atenuação do feixe. As grades são dispostas paralelamente entre si e, entre elas, coloca-se madeira ou fibra de vidro com a finalidade de servir de suporte para as placas de chumbo. As barras absorvem o feixe secundário fazendo com que a radiação espalhada não interaja com o filme, proporcionando um melhor contraste na imagem. Nos mamógrafos, as grades estão inseridas na bandeja de suporte da mama, normalmente denominada de bucky, com um sistema de movimentação para fazer com que as linhas se tornem invisíveis na imagem. Embora as grades proporcionem uma melhor imagem, proporcionam também o aumento da dose na paciente, já que é necessário aumentar a quantidade de exposição à radiação para compensar o efeito atenuador. A razão da grade é definida como a razão entre a espessura da barra (d) e a distância (D) entre as barras de chumbo, como mostrado na equação 2.2. Razão d D (2.2) A figura 2.7 representa um esquema do posicionamento da grade que deve ser colocada entre o objeto a ser radiografado e o filme e a relação entre as espessuras na parte interna da grade. 19

20 Figura 2.7- Descrição da localização da grade no bucky (SCAFF, 1997). A figura 2.8 mostra grades lineares com razões de 4:1 a 5:1 e grades do tipo celular utilizadas em mamografia. Figura 2.8 Descrição dos tipos de grades utilizados em equipamentos de mamografia (BUSHBERG, et al. 2002) Filme-Écran O filme radiográfico consiste em uma emulsão fixada numa base de material plástico, que contém em suspensão cristais de brometo de prata em material gelatinoso. Quando a radiação interage com esses cristais os tornam suscetíveis a mudanças químicas, o que possibilita a formação da imagem latente. Após a exposição, quando o filme é então revelado, os cristais expostos à 20

21 radiação se reduzem a pequenos grãos de cristais de prata metálica. O filme é então fixado através de uma solução de tiossulfito de sódio, que dissolve o brometo de prata e a gelatina da emulsão não expostos a radiação, não afetando a prata metálica. O filme é lavado em água corrente para remoção dos resíduos químicos (SCAFF, 1997). Após este processo, as áreas que foram expostas à radiação ficam enegrecidas proporcionalmente à quantidade de radiação recebida. O filme radiográfico é construído pela composição de quatro camadas, discriminadas na figura 2.9, que apresenta um esquema de como estas camadas estão dispostas no filme e suas respectivas espessuras. Figura 2.9- Esquema da disposição das camadas na composição do filme radiográfico e suas respectivas espessuras. (ROSA, 2005). Nos primeiros tempos, para a obtenção das imagens radiográficas eram usados filmes iguais aos de fotografia, com emulsão de brometo de prata. As primeiras telas intensificadoras (écrans reforçadores) para filmes de raios X, que eram telas de tungstato de cálcio (CaWO 4 ), passaram a ser fabricadas em 1896, um ano após a descoberta dos raios X. Essas telas permitiram a redução da exposição à radiação, pois minimizam na ordem de 50 a 100 vezes o tempo necessário para se obter uma radiografia (CURRY III et al., 1990). A partir de estudos realizados entre os anos de 1972 e 1976 a respeito de sais fluorescentes de terras raras, cujos resultados possibilitaram a produção de telas intensificadoras compostas de oxissulfeto de gadolínio ativado pelo térbio 21

22 (Gd 2 O 2 STb), pôde-se reduzir ainda mais a dose de radiação no paciente, sem perda da qualidade da imagem (BUCHANAN et al., 1972). As telas intensificadoras com terras raras absorvem mais raios X e emitem duas vezes mais energia luminosa que as telas de tungstato de cálcio. Devido a sua melhor absorção e conversão dos raios X em luz essas telas possibilitaram maior velocidade de processamento, sem perda de resolução (CHISTENSEN, 1990). O chassi radiográfico é um envelope desenvolvido para alojar o filme ou uma combinação écran-filme; além disso, protege o material foto-sensível da luz até o momento da exposição. A superfície anterior do chassi deve ser de material de baixo número atômico, com espessura reduzida para evitar atenuação indesejada. A superfície posterior do chassi deve ser de material de número atômico alto para diminuir o retroespalhamento e aumentar a probabilidade de ocorrência de interação fotoelétrica (ROSA, 2005) Controle Automático de Exposição (CAE) - Exposímetros Constituído por fotodetectores localizados abaixo do receptor de imagem, os exposímetros possuem a função de medir a quantidade de radiação transmitida através do receptor, finalizando a exposição quando a dose recebida pelo detector atinge certo nível pré-estabelecido, que corresponde à densidade ótica desejada no filme, independentemente das variações de espessura e composição da mama. A maioria dos mamógrafos apresenta três posições dos exposímetros no bucky, que são escolhidas a depender do tamanho da mama (OLIVEIRA, 2007). Estes dispositivos podem ser constituídos por câmara de ionização, tubos fotomultiplicadores ou diodos do estado sólido, possuindo, ao menos, dois detectores (SOARES e LOPES, 2001). Com o uso dos exposímetros, o aparelho pode ser programado para interromper o feixe de radiação, evitando a perda do exame por motivo de superexposição, o que garante melhor uniformidade na qualidade das imagens obtidas caso o técnico em radiologia não tenha avaliado corretamente as características da mama. 22

23 2.5.4 FORMAÇÃO DA IMAGEM RADIOLÓGICA DA MAMA O exame mamográfico possui uma especificidade de 90%, ou seja, uma boa capacidade de obter imagens que apresentem as características do tecido da mama. Mesmo assim, este exame exige uma boa formação diagnóstica do médico radiologista, pois o risco de laudos falsos negativos pode ocasionar um atraso no diagnóstico do câncer de mama. As técnicas radiográficas utilizadas em exames mamográficos são determinadas por características como espessura da mama comprimida e densidade tecidual. As mamas densas são aquelas em que ainda não ocorreu a substituição do tecido glandular por adiposo. As projeções que são feitas para obtenção das imagens mamográficas podem ser classificadas como incidências de rotinas ou especiais. Algumas vezes são necessárias incidências adicionais como a ampliação e a compressão localizada (spot), que são utilizadas em avaliações de lesões impalpáveis que apresentam sinais secundários de câncer inicial (OLIVEIRA, 2007). As incidências de rotina devem ser realizadas de modo que o corpo glandular seja visualizado plano a plano, do mamilo à musculatura posterior, assim como todos os demais elementos anatômicos. Especificamente, as incidências de rotina são: incidência médio-lateral oblíqua (MLO) e incidência crânio-caudal (CC), como mostrado na Figura Figura Esquema das projeções usadas como rotina na mamografia. a) Crâniocaudal. b) Médio-lateral-obliqua (SOARES e LOPES, 2001). As duas incidências permitem separar estruturas que poderiam se sobrepor em uma das incidências. A incidência MLO permite mostrar uma maior 23

24 quantidade de tecido mamário, incluindo estruturas do quadrante superior-externo e do prolongamento axilar, enquanto a CC objetiva a visualização do pósteromedial, complementando a incidência MLO. As figuras 2.11 (a) e 2.12 (a) mostram os tecidos que são visualizados nessas incidências. As figuras 2.11(b) e 2.12 (b) apresentam as radiografias das incidências MLO e CC, respectivamente. Figura a) Tecidos que são visualizados na incidência MLO. b) Radiografias da mama, incidência MLO (SOARES e LOPES, 2001). Figura a) Tecidos que são visualizados na incidência CC. b) Radiografia da mama, incidência CC (SOARES e LOPES, 2001). Outras incidências complementares, tais como crânio-caudal forçada, cleavage, médio-lateral ou perfil externo e perfil interno caudo-crânial são realizadas para esclarecer situações detectadas nas incidências básicas (SOARES e LOPES, 2001). 24

25 2.5.5 O IMPLANTE MAMÁRIO E A MAMOGRAFIA As cirurgias plásticas de aumento da mama com o uso de silicone têm se tornado uma das mais frequentes cirurgias estéticas realizadas no mundo. Estima-se que, no ano de 2003, cerca de dois milhões de mulheres submeteramse à mamoplastia de aumento e dezenas de milhares realizaram reconstrução mamária após mastectomia (LOUVEIRA et al, 2003). Essas cirurgias têm sido realizadas desde os anos As primeiras descrições de implante mamário mostram a utilização de injeção de parafina, associada até com petróleo e azeite de oliva. Os primeiros relatos da utilização de prótese contendo silicone gel datam de 1962, a partir dessa época foram desenvolvidos outros tipos de implantes compostos por solução salina, silicone ou uma combinação das duas substâncias (implante duplo-lúmen), com um revestimento externo ou invólucro, que pode ser de material diverso (STEINBACH et al., 1993). Múltiplas variações e mudanças têm sido efetuadas na estrutura e no conteúdo do implante mamário desde então. O conhecimento sobre os tipos mais comuns dos implantes mamários é essencial para interpretação rigorosa da mamografia (TULI et al., 2006). Em relação ao envelhecimento das mulheres que utilizam este tipo de cirurgia, em uma visão em longo prazo, as principais preocupações estão associadas ao rastreio, diagnóstico e tratamento do câncer de mama. Embora dados atuais indiquem que os implantes mamários não desempenhem um papel de indutor do câncer de mama, estudos recentes mostram que esses implantes, além de reduzirem a acurácia da mamografia, interferem na detecção de lesões relacionadas ao câncer (TULI et al., 2006). A recomendação feita para pacientes que tenham prótese mamária é de que se submetam a exame mamográfico de rastreamento periodicamente, de acordo com a faixa etária, da mesma forma que as pacientes sem próteses. No caso das mamas com prótese de silicone, além da avaliação fibroglandular, a mamografia objetiva a avaliação dos implantes propriamente ditos, seja em relação a sua integridade, quanto a possíveis complicações decorrentes do seu uso (LOUVEIRA et al., 2003). 25

26 Tipos do Implante Atualmente, os implantes correspondem a um invólucro contendo material viscoso (silicone ou solução fisiológica), tendo a forma normalmente ovalada, com superfície externa lisa. O polidimetil-siloxano e o polifenil-siloxano representam os materiais mais frequentemente utilizados no invólucro da prótese de silicone (LOUVEIRA et al., 2003). A figura 2.13 apresenta três fotografias de um modelo de prótese de silicone. Figura Imagem de prótese de silicone gel, tipo duplo-lúmen (LOUVEIRA et al., 2003) Localizações do Implante A respeito da localização do implante na mama, eles podem estar posicionados nas regiões subglandular, subpeitoral e submuscular. Na região subglandular o implante é inserido diretamente atrás da glândula mamária e na frente do músculo peitoral. As figuras 2.14, 2.15 e 2.16 mostram as possíveis localizações do implante no tecido mamário. Figura Implante localizado na região subglandular (Fonte: ). 26

27 Na região subpeitoral, o implante é parcialmente inserido entre os músculos peitoral maior e peitoral menor, conforme mostrado na figura Figura Implante localizado na região subpeitoral. (Fonte: ). Na região submuscular o implante é colocado totalmente entre os músculos peitoral maior e peitoral menor, como pode ser visto na figura Figura Implante localizado na região submuscular. (Fonte: ). A inserção das próteses pode ser realizada através das regiões axilares, periareolares ou inframamários (KOPANS, 2000) Incidências Utilizadas em Mamas com Implante de Silicone Na mamografia, a avaliação da mama com prótese não é feita apenas através das incidências de rotina, crânio caudal (CC) e médio-lateral oblíqua, porque o aspecto radiopaco do implante pode obscurecer grande parte do tecido mamário, principalmente as porções situadas na parte posterior da mama. Uma técnica usada para a visualização total do tecido mamário é a técnica de Eklund, que consiste em se realizar uma incidência mamográfica em que a prótese é 27

28 deslocada posteriormente contra a parede torácica, enquanto o tecido mamário é estendido anteriormente, permitindo melhor exposição e compressão. Esta incidência tem melhor resultado nas próteses de situação subpeitoral ou submuscular; entretanto, é de difícil execução nas próteses com localização subglandular, bem como em próteses volumosas que ocupam grande parte da mama (EKLUND et al., 1988). Para a visualização acima e abaixo das próteses, a incidência médio-lateral realizada em 90 (perfil absoluto) possibilita um melhor diagnóstico dessas partes anatômicas (KOPANS, 2000) EFEITOS BIOLÓGICOS DA MAMOGRAFIA Os efeitos biológicos que podem resultar da realização da mamografia são, possivelmente, os efeitos decorrentes da interação da radiação X com o corpo humano. Esses efeitos podem ser classificados em mecanismo de ação direta ou indireta; e quanto a sua natureza, na forma de reações teciduais ou efeitos estocásticos. No mecanismo de ação direta a radiação ionizante age diretamente no ácido desoxirribonucléico (DNA), que se trata da molécula mais importante do organismo biológico. Os danos provocados são devido à quebra dos cromossomos. Os fragmentos dessa quebra, se não forem controlados, irão se ligar de forma incorreta em outros cromossomos, gerando o que é chamado de aberração cromossômica. (OKUNO E YOSHIMURA, 2010). No mecanismo indireto a radiação interage com as moléculas de água do corpo humano, que sofrem o processo chamado de radiólise, que é a quebra da molécula de água. Essa quebra produz os radicais livres, que por seu caráter ionizante continuam interagindo com outras moléculas em solução, transformando-se em peróxido de oxigênio (água oxigenada), que é um agente oxidante poderoso e que pode vir a atacar moléculas como o DNA. Quanto à natureza, em se tratando das reações teciduais, ocorrem os efeitos observados quando uma dose alta de radiação causa danos irreversíveis ao organismo, ao ponto dele perder suas principais funções ou até a total capacidade de funcionamento (OKUNO E YOSHIMURA, 2010). Considerando-se 28

29 que as doses em mamografias são baixas, não são esperados esses tipos de danos. Os efeitos estocásticos são aqueles em que as alterações surgem em células normais causando principalmente o efeito cancerígeno e o efeito hereditário. Esses efeitos são tidos como probabilísticos. Para doses de radiação muito baixas, a sua probabilidade de ocorrência nas células é muito pequena. Em geral, considera-se que a sua probabilidade de ocorrência são baixas para doses da ordem de 100 mgy ou para doses mais baixas (OKUNO E YOSHIMURA, 2010). 2.6 ULTRASSONOGRAFIA O diagnóstico por imagem é uma área em expansão na medicina moderna. O interesse nesse tipo de diagnóstico se deve, principalmente, ao seu caráter preventivo que auxilia na compreensão dos diferentes mecanismos fisiopatológicos. A introdução da ultrassonografia como meio diagnóstico possibilitou a obtenção de informações mais acuradas em relação ao tamanho, forma, arquitetura interna, ecotextura e contorno de órgãos em estudo (AUGUSTO e PACHALY, 2000). Assim, é cada vez mais comum a associação de diferentes modalidades de imagem para se obter um diagnóstico mais acurado. Como exemplo, tem-se frequentemente a associação da ultrassonografia e da mamografia para o diagnóstico do câncer de mama. Nesse caso, a ultrassonografia possibilita reduzir as dúvidas remanescentes do exame de mamografia, servindo como exame complementar, principalmente para as mamografias não conclusivas. Apesar do fato do implante ser feito de um material biocompatível e de mimetizar a mama esteticamente, na análise de uma imagem ultrassonográfica, frequentemente, o médico tem dificuldades para diferenciar os ecos internos ao implante dos ecos da contratura capsular. A contratura capsular é uma reação do organismo ao implante, e está presente entre 5 a 10% das mamas com implantes (BRAW et al., 2004). Tais ecos causam perda do detalhe anatômico dos tecidos adjacentes e dificultam a visualização da parede torácica (MIGLIORETTI et al., 2004). 29

30 As dificuldades de visualização do tecido após o implante e todos os outros fatores que influenciam nos exames de ultrassom interferem também em exames de ecocardiografia devido à diferença acústica, determinada pela impedância acústica, do implante em uma região próxima ao coração (GORCZYCA e BLENNER, 1997) FÍSICA DO ULTRASSOM Após a Segunda Guerra Mundial deu-se início a pesquisas sobre aplicações médicas usando ultrassom com objetivo inicialmente terapêutico, o pioneiro nessa área foi o austríaco Karl Theodore Dussik em 1942, que utilizou ultrassom na detecção de tumores cerebrais, medindo a transmissão de ondas no interior do cérebro. O trabalho de Dussik influenciou vários pesquisadores, como Douglas Howry que, junto com W. Roderic Bliss construiu o primeiro sistema de ultrassonografia para fins médicos durante os anos de 1948 e 1949, produzindo a primeira imagem seccional em 1950 (SPIRNAK e RESNIK, 1987). Todos os métodos de diagnóstico médico que empregam o ultrassom se baseiam na transmissão e reflexão das ondas ultrassônicas. Por meio desta técnica podem ser obtidas, através da imagem, informações sobre o tamanho, anomalias e funções de órgãos e tecidos do corpo humano (OKUNO et al., 1982). Embora seja possível o ultrassom afetar os tecidos e até danificá-los, não existe nenhum registro de danos causados a pacientes que foram submetidos a diagnósticos por meio dessa técnica. Assim, esse método torna-se vantajoso pela sua capacidade de ser não-invasivo e não-traumático e pela sua sensibilidade em detectar fenômenos que outros métodos não detectam (BARTRUM e CROW, 1997). O princípio de funcionamento do equipamento de ultrassom, o ultrassonógrafo, pode ser descrito pelo aproveitamento do eco produzido pelo espalhamento do pulso ultrassônico entre as camadas de tecidos com diferentes impedâncias. O ultrassonógrafo é constituído por um monitor, no qual a imagem é visualizada, e um ou mais transdutores onde os pulsos são transmitidos ou recebidos. No console do aparelho estão localizados os botões que controlam a intensidade das ondas de ultrassom captadas pelo transdutor, alteram a 30

31 amplificação dos ecos de retorno e determinam a profundidade da imagem (AUGUSTO e PACHALY, 2000). Para o entendimento do funcionamento desse equipamento, serão abordados nos itens seguintes alguns conceitos básicos importantes na formação da imagem de ultrassonografia Características do Som O som é gerado por uma série de ondas de pressão, que evoluem ao longo do tempo. Uma onda sonora pode ser representada graficamente através de uma função matemática periódica, tipo senoidal. A figura 2.17 ilustra, de acordo com essa descrição, e de forma simplificada, uma onda de som como uma onda senoidal. Figura Representação de uma senoidal. O som se propaga sob a forma de uma onda longitudinal, em que as partículas do meio oscilam na direção de propagação do som. Assim, o som se caracteriza por ser uma onda mecânica. A energia é transferida através do meio e m uma direção paralela à das oscilações das partículas. As partículas não se movem através do meio, elas simplesmente vibram em torno da sua posição. A simples representação da onda não é adequada para entendermos toda a fundamentação do som, é necessária a apresentação de outros parâmetros para completar a sua descrição, que estão presentes na equação que representa a função de onda se propagando ao longo do eixo x, como a equação 2.3. (2.3) 31

32 A equação de onda é uma equação diferencial parcial que descreve a evolução de uma onda ao longo do tempo em um meio. Matematicamente, a onda mais básica é a onda senoidal (onda harmônica ou senoide), com amplitude u, descrita pela equação 2.4. (2.4) Sendo A a amplitude, x o espaço, t o tempo, k o número de onda (frequência espacial), w a frequência temporal, e a fase. O comprimento de onda,, é a distância que a onda percorre durante um ciclo. O número de onda, k, é definido em radianos por unidade de distância, e pode ser associado com o comprimento de onda pela equação 2.5. (2.5) O período T é o tempo necessário para um ciclo completo de oscilação de uma onda. A frequência f é o número de períodos por unidade de tempo e é medida em hertz. Estes fatores são relacionados pela equação 2.6. (2.6) A amplitude, definida pelo pico de pressão ou pela altura da onda, pode ser medida através da intensidade da onda de som. A frequência angular ω representa a frequência em radianos por segundo. Ela está relacionada à frequência pela equação 2.7. (2.7) A figura 2.18 descreve estes parâmetros em termos de uma onda senoidal. 32

33 Figura Principais parâmetros de uma onda sonora. De acordo com esses parâmetros pode-se calcular a velocidade de propagação da onda (c) através da equação 2.8, apresentada pela expressão: c f (2.8) A tabela 2.1 apresenta alguns valores de referência da velocidade de propagação do som em alguns materiais, tecidos e órgãos. Tabela 2.1 Valores de referência da velocidade de propagação em alguns materiais (OKUNO et al., 1982). Material Velocidade (m/s) Ar 330 Pulmão 650 Água 1480 Osso 3500 Cérebro 1540 Sangue 1575 Gordura 1475 Músculo 1580 Mama 1510 Alumínio 6420 A velocidade de propagação da onda depende do tipo, temperatura e densidade do material, associando a estes parâmetros a sua compressividade. 33

34 Em ultrassonografia, a variação da impedância acústica entre tecidos é a principal causa do contraste na imagem. Esse é um parâmetro importante, devido à possibilidade de caracterização tanto de um sistema vibratório quanto de um meio transmissor. Quando o som é transmitido entre dois meios, a relação da impedância acústica entre eles possibilita conhecer qual será a energia refletida na interface entre esses meios. A impedância acústica, Z, pode ser definida através da equação 2.9, a seguir: Z P v c (2.9) Em que P é a pressão sonora, v é a velocidade das partículas, ρ é a densidade do meio e c é a velocidade do som no meio específico Interação do Som com o Meio Ao interagir com o meio o som sofre atenuação. O fenômeno de atenuação pode ser definido como o progressivo enfraquecimento do feixe sonoro ao percorrer o material. A atenuação do som é dependente de alguns fatores, incluindo o comprimento de onda do som, o tipo e a densidade do meio, o grau de heterogeneidade do material e o número e tipos de interface de eco no material (BARTRUM e CROW, 1977). A atenuação pode ser medida, em laboratório, a partir da amplitude do som, durante o deslocamento do feixe dentro do material. A absorção, reflexão e espalhamento representam as outras formas de interação de um feixe sonoro são as causas principais da ocorrência de atenuação da onda sonora. A absorção ocorre quando a energia do feixe de som é absorvida pelo material, A maior parte da energia do feixe sonoro é convertida na forma de calor. Este processo é usado na aplicação terapêutica da ultrasonografia, chamada de diatermia. Em ultrassom diagnóstico os níveis de absorção são muito baixos, não ocorrendo elevação relevante de temperatura que possa ocasionar queimaduras, por exemplo. 34

35 A reflexão é o redirecionamento do feixe de som de volta à fonte emissora. Esse fenômeno dá origem aos ecos que formam a imagem de ultrassom. Sempre que o som passa entre materiais de diferentes impedâncias acústicas, uma porção do feixe é refletida e o remanescente continua em seu trajeto. O espalhamento ocorre quando o feixe encontra uma interface irregular e com espessura menor que a do feixe de som. A porção do feixe que interage com essa superfície dá origem a espalhamentos em todas as direções. Existem também os fenômenos de refração e difração, esses processos são provocados pela flexão do feixe de som que cruza o material com diferentes densidades, essa flexão causa um decréscimo da amplitude dos ecos que retornam, provocando o mesmo efeito da atenuação. Esses fenômenos causam artefatos na imagem de ultrassom Intensidade do Som A intensidade do som, I, é definida como o fluxo energético, sob a forma da energia cinética das partículas, que atravessa uma área em um intervalo de tempo. Sendo expressa através da equação 2.10 seguinte, I E At (2.10) em que E é a energia total, A é a área e t o tempo. Podemos também expressar a intensidade sonora em relação às amplitudes da pressão dos feixes do ultrassom. A equação 2.11 mostra que a intensidade sonora é proporcional ao quadrado da amplitude de pressão, I 2 P 2 c (2.11) em que P é a pressão, ρ a densidade e c a velocidade da onda no meio. Na faixa de frequência de ultrassom para fins médicos, que varia de 2 a 10 MHz, é necessário a utilização de uma grandeza com uma escala logarítmica, essa grandeza é chamada decibel (db), sendo um fator de escala adimensional, e é empregada para se indicar uma relação entre valores de potências ou intensidades sonoras com um valor de referência. A equação 2.12 define a expressão usada para se determinar os valores dos níveis de intensidade 35

36 acústica usando o decibel, sendo I a intensidade final da onda sonora e I 0 a intensidade inicial. db 10log I I 0 (2.12) Usando o decibel para expressar medidas de intensidade com relação à pressão podemos usar a equação 2.13 na forma descrita a seguir. db 20log P P 0 (2.13) FORMAÇÃO DA IMAGEM DE ULTRASSOM As ondas ultrassônicas são geradas por transdutores, que são dispositivos que convertem energia elétrica em energia mecânica. Esse tipo dispositivo é composto basicamente por um cristal piezoelétrico. A piezoeletricidade é uma característica que alguns materiais possuem que ao serem submetidos a uma pressão mecânica geram um campo elétrico. Inversamente, quando é aplicado um campo elétrico ao cristal piezoelétrico ele produz deformações mecânicas no meio. A figura 2.19 esquematiza esse efeito em um cristal. Figura Esquema representando o efeito piezoelétrico em um cristal (BUSHBERG, et al., 2007). Na figura, a partir da aplicação de uma diferença de potencial entre os eletrodos os elementos do material que já possuem seus domínios de condução 36

37 elétrica em uma determinada direção estabelecida no processo de fabricação irão ser reorientados de acordo a diferença de potencial aplicada. Alguns materiais, como quartzo e a turmalina, encontrados na natureza apresentam essas propriedades, assim como outros materiais obtidos artificialmente, como o sulfato de lítio, o fosfato diidrogenado de amônia, além de outros (OKUNO et al.,1982). Os materiais mais comumente utilizados nos transdutores são aqueles feitos à base de titanato de bário e o titanato zirconato de chumbo (HENDEE e RITENOUR, 2002). O mesmo transdutor que emite a vibração sonora recebe também os ecos oriundos do material, estes ecos produzem vibrações no cristal, fazendo variar as suas dimensões, acarretando a geração de um campo elétrico. A figura 2.20 apresenta um esquema das partes principais de um transdutor. O transdutor é composto por invólucro plástico que acondiciona o absorvedor acústico, o bloco de amortecimento, o elemento piezoelétrico e uma camada de acoplamento, esses elementos são protegidos por uma blindagem metálica. A conexão entre os elementos do transdutor é feita por um cabo coaxial que leva o sinal ao transmissor ou receptor, Figura Representação de um transdutor de ultrassom e seus componentes (BUSHBERG, et al., 2007) Frequência do transdutor Um transdutor de ultrassom é construído para trabalhar em uma frequência particular de máxima sensibilidade, chamada de frequência de ressonância do transdutor, essa frequência é determinada pela espessura do cristal piezoelétrico. 37

38 Um cristal fino produz uma alta frequência de ressonância e vice-versa (HENDEE e RITENOUR, 2002). Essa frequência pode ser expressa pela equação f 0 c c 2e (2.14) Na equação, f o é a frequência de ressonância, c é a velocidade do som, o comprimento de onda e e, a espessura do cristal. A figura 2.21, mostra a curva de resposta do transdutor de ultrassom em função da sua frequência de ressonância. No gráfico, são ilustradas duas curvas: a curva do transdutor não amortecido, que mostra a resposta do transdutor acentuada em uma faixa específica de frequência, tornando o sinal limitado numa faixa de frequência restrita a uma aplicação de interesse. Na outra curva temos um transdutor amortecido, a sua energia é absorvida, tornando a resposta do transdutor mais ampla e assim não atinge um pico de frequência de ressonância do transdutor. Figura 2.21 Curva da resposta de frequencia do transdutor com e sem amortização (HENDEE e RITENOUR, 2002). A figura 2.22 esquematiza como funciona esta otimização em um transdutor com baixo teor de amortecimento (amortecimento suave), que produz, como consequência, um espectro de frequência com uma largura de banda estreita, delimitando uma frequência característica. No transdutor com alto teor de 38

39 amortecimento (amortecimento duro) temos uma largura de banda ampla, e consequentemente, um amplo espectro de frequência. Figura Otimização do espectro de frequencia de ultrassom (BUSHBERG, et al., 2007). Quanto aos tipos, os transdutores podem ser classificados como mecânicos, lineares, convexos e os Phased Array. Esta classificação varia de acordo com a quantidade de cristais que o compõe e com o tipo de aplicação clinica. Os transdutores lineares, compostos por 120 cristais, têm sua aplicação voltada para exames de ultrasonografia abdominal e em estudos vasculares. Os convexos se diferem dos lineares pela disposição dos cristais, que nesse caso é na forma de arco e por gerar um campo elétrico mais amplo. Os chamados de Phased Array são aplicados na realização de exames com método Doppler e imagens de fluxos a cores Modos de visualização da imagem de ultrassom Um equipamento de ultrasonografia pode ser operado de diferentes modos, gerando diferentes formas de imagem. O modo amplitude, chamado simplesmente de modo A, compreende a forma mais simples de operação do equipamento; desta forma, um único transdutor emite pulsos de ultrassom de curta duração e recebe os ecos produzidos pela amostra, a imagem é formada a partir de um gráfico que mostra a função entre a amplitude e o tempo. Este 39

40 método é usado em oftalmologia para medir distâncias dentro do globo ocular. A figura 2.23 descreve o funcionamento deste modo de operação. Figura 2.23 Esquema de funcionamento do modo A de operação (BARTRUM e CROW, 1997). A distância entre os picos de amplitude do sinal é medida através do produto entre a velocidade e o tempo decorrido entre os ecos. O modo brilho, chamado de modo B, consiste na conversão eletrônica do modo A em brilho de pontos visualizados numa tela, produzindo uma imagem estática em tempo real. Neste caso, a intensidade do pulso é proporcional à amplitude do sinal do eco. A figura 2.24 mostra um exemplo de uma imagem modo B. Figura Imagem de ultrassom modo B (BARTRUM e CROW, 1997). 40

41 No modo movimento, ou modo M, a imagem é caracterizada pela evolução temporal em relação à profundidade de alcance do feixe no material, as linhas de pulso são mostradas uma do lado da outra, permitindo a visualização da interface em movimento. Esse tipo de operação é uma combinação das características do modo A e do modo B. Nesse caso, o transdutor é mantido estacionário como no modo A e os ecos aparecem como no modo B. Este modo é comumente utilizado em modalidades de exames como os de ecocardiografia. A figura 2.25 apresenta um exemplo deste modo de operação. Figura 2.25 Imagem de ultrasom no modo M (BUSHBERG, et al., 2007) Características da imagem de ultrassom Para caracterizar uma imagem de ultrassom, é necessário o conhecimento de alguns parâmetros que fornecem informações espaciais sobre a qualidade da imagem, no sentido da visualização dos detalhes e/ou do volume do pulso acústico. A resolução espacial, no campo diagnóstico, representa a capacidade de identificar duas interfaces muito próximas uma da outra, sendo dividida em resolução axial, resolução lateral e de espessura do corte. A resolução espacial axial é determinada pela capacidade da imagem em separar dois objetos posicionados no mesmo eixo do feixe de ultrassom. Para se ter uma boa resolução axial é necessária a distinção dos dois ecos sem a ocorrência da superposição. A figura 2.26 mostra um esquema da formação da 41

42 imagem com resolução espacial axial. A resolução axial será melhor quanto maior for a frequencia. Um valor típico de resolução espacial axial é de 0,5 mm. Figura 2.26 Formação da imagem com resolução espacial axial (BUSHBERG, et al., 2007). Nessa figura, temos um pulso sendo emitido pelo transdutor e, como consequência, o eco resultante dependente da separação mínima entre as interfaces. Os objetos com separação menor do que a metade do comprimento espacial do pulso (SPL) não formarão uma imagem com boa resolução espacial axial. No caso de objetos muito próximos, uma forma de melhorar a resolução espacial axial é a aplicação de uma alta frequencia, ou seja, a aplicação de um pulso de menor SPL. A resolução espacial lateral refere-se à resolução perpendicular ao eixo do feixe de ultrassom, sendo dependente da largura do feixe. O feixe se propaga pelo material e encontra muitas interfaces localizadas lado a lado na mesma profundidade. A resolução lateral é expressa em unidades de comprimento e depende da largura do feixe sonoro. Se duas interfaces estão mais próximas do que a largura do feixe, ambas irão dar origem a um eco, ao mesmo tempo e apenas um único eco será recebido pelo transdutor. O valor típico da resolução lateral varia entre 2 e 5 mm e depende da profundidade do feixe no material. A figura 2.27 mostra a formação da resolução lateral na imagem. O ponto 1 e 2 estão separados com uma distância maior que a largura do feixe, como 42