UNIVERSIDADE FEDERAL DE SERGIPE DEPARTAMENTO DE FÍSICA NÚCLEO DE PÓS-GRADUAÇÃO WALMIR BELINATO

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1 UNIVERSIDADE FEDERAL DE SERGIPE DEPARTAMENTO DE FÍSICA NÚCLEO DE PÓS-GRADUAÇÃO WALMIR BELINATO AVALIAÇÃO DE PARÂMETROS FÍSICOS EM RADIOLOGIA ODONTOLÓGICA DE CONSULTÓRIOS PÚBLICOS DE SERGIPE São Cristóvão SE 2010

2 WALMIR BELINATO AVALIAÇÃO DE PARÂMETROS DE FÍSICOS EM RADIOLOGIA ODONTOLÓGICA DE CONSULTÓRIOS PÚBLICOS DE SERGIPE Dissertação de Mestrado apresentada ao Núcleo de Pós-Graduação em Física da Universidade Federal de Sergipe para obtenção do título de mestre em física. Orientadora: Dra. Divanizia do Nascimento Souza São Cristóvão SE 2010

3 Dedico este trabalho a Armando e Terezinha, dos quais herdei a vitalidade, a minha esposa, Renata Patrícia, pelo carinho e compreensão nos momentos difíceis e a Rodrigo e Rita Vanderluce, pelo constante apoio as nossas decisões.

4 AGRADECIMENTOS A Deus, pelo dom da vida e pelas bênçãos recebidas em minha caminhada. À Profª Divanizia do Nascimento Souza, pela atenção, paciência e auxílio nos momentos de dúvidas, sem a qual este trabalho não haveria de se realizar. À Profª Maria de Fátima Batista de Melo por auxiliar nesta pesquisa junto ao Departamento de Odontologia, bem como às funcionárias Neide e Sara. Ao Profº Luiz Antônio Pereira dos Santos do Laboratório de Instrumentação Nuclear da CRCN-NE, e a Pena Branca, auxiliadores na confecção do objeto simulador. A Secretaria de Vigilância Sanitária do estado de Sergipe, na pessoa de Railda e demais funcionários, por prestarem as informações para este trabalho. Aos colegas William, Fábio e Fernanda pelo auxílio nas medições e disponibilidade nos momentos de dúvidas inerentes a esta pesquisa. Aos colegas Antonio Fiel e Cinthia, por estarem presentes nos momentos de alegrias e tristezas, como também pelo constante incentivo. Aos professores da Pós-Graduação em Física da UFS, em especial André Maurício, Mario Ernesto e Cláudio Macêdo, por serem os arquitetos dos meus estudos. À CAPES, que apoiou financeiramente esta pesquisa. Aos funcionários do Departamento de Física de UFS: Cláudia, Álvaro e Jaqueline pela atenção e gentilezas. Aqueles que me acolheram em Aracaju, João Batista e Célia Teixeira juntamente com seus familiares, especialmente Ricardo e Leisitânia, auxiliadores nos dias iniciais. Por fim aos meus irmãos Walter, Wander, Wanda e Vera, e sobrinhos, Ariadne, Pedro e Tarcísio pelo apoio e carinho depositados.

5 RESUMO Dentro do universo do diagnóstico por imagem, a radiografia representa um importante método complementar ao diagnóstico odontológico. A radiologia requer especial atenção para o aspecto de proteção radiológica do paciente e do profissional e no que se refere à qualidade da imagem para um diagnóstico correto. No Brasil, as normas nacionais que regem o funcionamento dos serviços de radiodiagnóstico médico e odontológico foram especificadas em 1998 pela Secretaria Nacional de Vigilância Sanitária, complementadas em 2005 pelo documento Radiodiagnóstico Médico: Segurança e desempenho de equipamentos. Neste trabalho, testes de controle de qualidade foram realizados em equipamentos de raios X odontológicos públicos do estado de Sergipe, considerando os parâmetros físicos que influenciam na proteção radiológica e também nos parâmetros que interferem na qualidade de imagens intraorais realizadas em radiologia odontológica convencional. Os resultados mostraram que, dos 22 equipamentos de raios X avaliados, em relação à tensão do tubo, 95,5% apresentaram variação da exatidão da tensão acima do recomendado, e 45,5% tamanho de campo de radiação maior que 6,0 cm. A exatidão do tempo de exposição foi considerada aceitável em equipamentos com disparadores digitais. Tempos de exposição e pontos focais maiores contribuíram para o aumento da kerma de entrada na pele dos pacientes. Essa dose também esteve relacionada com o processamento visual do filme radiográfico, que conforme a metodologia de realização podia prejudicar a qualidade da imagem, tornando necessária a repetição do exame radiográfico.

6 ABSTRACT Within the world of diagnostic imaging, radiography is an important supplementary method for dental diagnosis. Radiology requires that special attention must be given to radiological protection of patients and professionals, and with regard to image quality for a correct diagnosis. In Brazil, the national standard governing the operation of medical and odontology radiology were specified in 1998 by the Brazilian Sanitary Surveillance Agency, supplemented in 2005 by the document "Medical Radiology: Safety and performance of equipment. In this study, tests of quality control were performed in dental x-ray equipments of public health services in the state of Sergipe, Brazil, considering the physical parameters that interfere on the radiological protection and also the one that have influence on the quality of images performed in intra-oral conventional radiography. The results showed that 95.5% of the 22 x-ray equipment evaluated, showed variation in the accuracy of the tube voltage above the recommended and 45.5% had radiation field greater than 6.0 cm. The accuracy of the exposure time was considered acceptable in digital equipment. Exposure times and focal points contributed to the increase of the patient entrance skin dose. This dose also has been associated with visual processing of radiographic film, which according to the methodology of development could undermine the image quality, makes necessary to repeat the radiographic examination.

7 SUMÁRIO 1. INTRODUÇÃO 1.1 Considerações gerais FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA 2.1 Produção de raios X Parâmetros básicos do aparelho de raios X Tensão de pico Corrente elétrica Retificação da Tensão Tempo de exposição Campo de radiação Ponto focal Rendimento Componentes de um equipamento de raios X odontológico Funcionamento de um aparelho de raios X odontológico Conceitos físicos importantes em radiodiagnóstico Interação da radiação com a matéria Lei do inverso do quadrado da distância Grandezas dosimétricas Objeto simulador Kerma de entrada na pele Formação da imagem radiográfica Controle de qualidade radiográfica Equipamento de Proteção Individual (EPI) MATERIAIS E MÉTODOS 3.1 Apresentação Testes de exatidão e reprodutibilidade do tempo de exposição e da tensão do tubo Teste de tamanho do campo de radiação... 34

8 3.4 Teste de ponto focal Teste de rendimento do aparelho Teste de radiação espalhada Teste da kerma de entrada na pele Controle de qualidade da imagem Teste dos equipamentos de proteção individual (EPI) RESULTADOS E DISCUSSÕES 4.1 Exatidão e reprodutibilidade do tempo de exposição e da tensão do tubo Tamanho do campo de radiação Dimensões do ponto focal Rendimento do aparelho Radiação espalhada Kerma de entrada na pele Controle de qualidade da imagem Equipamentos de proteção individual (EPI) Resumo dos testes realizados CONCLUSÕES FINAIS 5.1 Conclusões Proposta e trabalhos apresentados REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS... 68

9 1. INTRODUÇÃO 1.1 Considerações gerais Dentro do universo da odontologia, o diagnóstico por imagem constitui-se como um importante método complementar ao diagnóstico odontológico, sendo a radiologia o principal método de diagnóstico nessa especialidade. O emprego de radiação ionizante em exames radiológicos requer atenção especial no tocante à radioproteção tanto do paciente quanto para o profissional que realiza os exames. Padrões básicos internacionais de proteção radiológica, como os publicados pela Agência Internacional de Energia Atômica (AIEA), recomendaram o estabelecimento de níveis de referência de radiodiagnóstico, como pode ser observado no documento TECDOC 796, publicado em 1995, que trata de doses de radiação em radiodiagnóstico médico e métodos para sua redução (IAEA, 1995). Esses níveis são valores da dose de radiação absorvida no ar ou em tecido, na superfície de um objeto simulador padrão ou em um paciente representativo. Um dos documentos publicados pela AIEA sobre esse tema foi o código de prática internacional para dosimetria em radiodiagnóstico, (IAEA, 2007), que apresenta os principais parâmetros dosimétricos a serem utilizados em radiodiagnóstico, incluindo os procedimentos para equipamentos de raios X odontológicos. Além da AIEA, a Comissão Internacional de Proteção Radiológica, (International Comission on Radiological Protection, ICRP), desde a sua fundação em 1928, vem elaborando publicações no âmbito da proteção radiológica, das quais podemos citar a ICRP 105: Radiological Protection in Medicine e também a ICRP 34: Protection of the Patient in Diagnostic Radiology, que é considerada o principal referencial de inúmeros países para a elaboração de diretrizes de proteção radiológica. Normas nacionais referentes ao tema, que regulamentam o funcionamento dos serviços de radiodiagnóstico, estão especificadas na portaria 453 de 1 de junho de 1998 da Secretaria Nacional de Vigilância Sanitária - Portaria MS 453/98 (BRASIL, 1998). Esta portaria foi complementada pela Resolução N o. 64 da Agência Nacional de Vigilância Sanitária (BRASIL, 2003) e pelo documento Radiodiagnóstico Médico: Segurança e desempenho de equipamentos (BRASIL, 2005). Nestes documentos foram estabelecidos os 1

10 parâmetros de testes para execução de qualidade de feixes de radiodiagnósticos e os devidos critérios a serem levados em consideração para avaliação da conformidade destes. Para estarem de acordo com estes documentos regulamentários, as instituições que trabalham com radiodiagnóstico médico/odontológico devem efetuar periodicamente um controle de qualidade para análise de parâmetros radiológicos. A verificação destes parâmetros auxilia diretamente no controle dos equipamentos de radiodiagnóstico. A determinação de critérios operacionais de equipamentos de raios X, com a introdução normatizada de conceitos de níveis de doses relativos a exames radiológicos, tem produzido referenciais de doses para a otimização de valores específicos destes exames (ARGUIROPULO, 1999, SPYRIDES, 2002; OLIVEIRA, 2002; SIELSO, 2006). A importância dada à qualidade de um feixe de raios X diagnóstico está vinculada à dose de radiação recebida pelo paciente, que deve ser reduzida sem prejuízo para a aquisição de uma imagem radiográfica. Além disso, o objetivo maior da radioproteção determina que: As exposições ocupacionais e as exposições do público decorrentes de radiodiagnóstico devem ser otimizadas a um valor tão baixo quanto exeqüível (BRASIL, 1998). No Brasil, tem-se observado uma crescente preocupação relacionada aos métodos empregados em radiologia diagnóstica na odontologia, principalmente no que se refere aos equipamentos. Spyrides (2002) fez uma análise das respostas de 200 profissionais odontólogos da cidade do Rio de Janeiro, no que diz respeito aos fatores relacionados à aquisição de radiografias periapicais em seus consultórios e sobre o funcionamento dos aparelhos de raios X dos consultórios destes profissionais. Em seu trabalho, o autor observou que os parâmetros dos equipamentos, tais como tensão, taxa de kerma no ar e exatidão do tempo, estavam fora dos padrões aceitáveis; além disso, os profissionais que empregavam método visual para a revelação das radiografias utilizando tempos de revelação curtos (30 segundos a 1 minuto) produziam imagens com qualidade ruim devido ao processamento insatisfatório, se comparadas àquelas reveladas por meio de um padrão de processamento. Um trabalho com proposta semelhante ao de Spyrides (2002) foi publicado por Oliveira (2002), que avaliou o conhecimento e atitudes preventivas em relação às radiações ionizantes de profissionais da cidade de São Paulo. Os profissionais entrevistados trabalhavam em consultórios tipo I, que são consultórios odontológicos dotados de equipamento de raios X para obtenção de radiografias intraorais. Eles responderam a questões que abordavam sobre as radiações ionizantes, incluindo a Portaria MS 453/98, tal questionário tinha por objetivo principal investigar o conhecimento sobre normas de radioproteção e sobre 2

11 práticas preventivas. De acordo com os dados apresentados pelo pesquisador, a maioria dos cirurgiões dentistas entrevistados era o responsável pela tomada radiográfica tanto nos consultórios públicos quanto nos particulares e as normas de radioproteção eram obedecidas com maior prioridade pelos profissionais que atuavam na rede pública de saúde, esses profissionais também usavam avental plumbífero mais frequentemente. Arguiropulo (1999) buscou desenvolver um processo de implantação e gerenciamento de um programa de garantia de qualidade (PGQ) nos serviços de radiologia odontológica utilizando como área piloto o Estado de São Paulo. A metodologia do trabalho consistiu na monitoração dos parâmetros de exposição (tensão de pico, tempo de exposição e rendimento) e geométricos (filtração, colimação e contraste). Entre os resultados, o autor destacou que a dose de radiação na entrada da pele dos pacientes era superior a 2,5 mgy em 84% dos exames da amostra; com a implantação de um PGQ, foi possível reduzir esse nível de dose, de forma que no período da pesquisa doses maiores que 2,5 mgy foram medidas em 43 % dos exames. A colimação que permitia em 61% dos casos um diâmetro maior do que 6 cm foi melhorada substancialmente, registrando apenas 3% acima deste limite. De acordo com o autor, o processo elaborado, de preço acessível, mostrou-se eficiente para resolver alguns problemas crônicos da radiologia odontológica. Por meio de questionário aplicado a 103 profissionais, Melo (2008) verificou as especificações técnicas indicadas e as medidas de proteção adotadas em consultórios odontológicos na cidade de Aracaju, Sergipe. Os resultados mostraram que, dos profissionais entrevistados, 64,1% desconhecem as normas atuais de radioproteção; 51,5% desconhecem a tensão de pico de operação de seus equipamentos de radiodiagnóstico odontológico e 57,3% a corrente elétrica aplicada ao tubo, ou seja, as especificações técnicas de seus equipamentos; 67% utilizam o método visual de revelação. Em relação às condutas positivas, 62,1% dos pesquisados fazem uso da técnica do paralelismo, no qual proporciona um posicionamento perpendicular do filme e o feixe de raios X, e 98,1% utilizam a proteção plumbífera no paciente no momento do exame. Estes resultados mostram a necessidade de conscientização dos profissionais quanto às diretrizes de proteção, apesar de algumas medidas já serem corretamente adotadas. O presente trabalho, que foi realizado em consultórios odontológicos de serviços públicos de cinco cidades de Sergipe, teve como objetivo investigar os parâmetros físicos dos equipamentos de radiologia odontológica e os parâmetros de qualidade relacionados ao processamento das imagens intraorais obtidas por meio desses equipamentos. Buscou-se no 3

12 trabalho, principalmente, avaliar parâmetros que influenciam de maneira direta na qualidade da imagem e na radioproteção do paciente que é submetido a exames radiográficos intraorais e do profissional odontólogo que realiza tais exames. 4

13 2. FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA 2.1 Produção de raios X Uma das principais conseqüências das equações de Maxwell é a previsão da existência de ondas eletromagnéticas relacionadas com as variações, ou ondulações, dos campos eletromagnéticos (MACHADO, 2006). A origem dos raios X, radiação eletromagnética, se dá na eletrosfera ou no freamento de partículas carregadas no campo eletromagnético do núcleo atômico ou dos elétrons. Quando são gerados na eletrosfera, essas ondas eletromagnéticas são denominadas de raios X característicos e, quando resultam do freamento de partículas, de raios X de freamento ou bremmstrahlung. Outros tipos de radiações eletromagnéticas são as ondas de rádio, microondas, radiação infravermelha, luz visível, radiação ultravioleta e radiação gama (EISBERG, 1994). Com o advento da física moderna, de forma mais relevante a partir do século XIX, inúmeras foram as descobertas científicas que revolucionaram a ciência e contribuíram para o desenvolvimento de técnicas voltadas ao auxílio dos profissionais de medicina. Os raios X, por exemplo, é uma das importantes descobertas do século XIX, pois proporcionaram diagnóstico não invasivo e preciso das regiões internas do corpo humano, demais animais e objetos. Em se tratando de diagnóstico odontológico, a primeira radiografia odontológica foi realizada pelo Dr. Otto Walkhoff em 1895, na Alemanha, apenas quatorze dias depois da descoberta dos raios X pelo físico Wilhelm Conrad Roentgen. Esta radiografia foi realizada utilizando uma placa fotográfica de vidro envolta em uma cartolina preta, com uma exposição aos raios X por 25 minutos. Na época, este tipo de placa normalmente era utilizada para fotografias convencionais. Algum tempo depois, o físico e professor Walter König publicou também uma radiografia dos dentes da frente da parte superior e inferior da mandíbula, juntamente com 14 fotografias (FORRAI, 2007) realizadas com raios X no Physical Society of Frankfort. A figura 2.1 mostra o tubo de König, esse tubo difere do antecessor, o tubo de Crookes-Hittorf, conforme a figura 2.2, por conter um disco de platina localizado a 45º do ponto de convergência dos raios catódicos, reduzindo o tempo de exposição de 25 para 20 minutos (FORRAI, 2007). 5

14 Figura 2.1 Tubo de König (FORRAI, 2007). O catodo emite o feixe de elétrons para o anodo, composto pelo o disco de platina K, produzindo raios X (R). As setas indicam o sentido da corrente elétrica. Figura 2.2 Um dos primeiros tubos de Crookes-Hittorf. O catodo está à direita da figura. (Fonte: acessado em dezembro de 2009). Com o advento dos equipamentos de raios X, as técnicas radiográficas passaram a ser pesquisadas, principalmente, com o objetivo de se reduzir o tempo de exposição, pois os efeitos biológicos decorrentes das exposições à radiação X foram notados nas primeiras experiências práticas, tanto nos pacientes quanto nos pesquisadores envolvidos. 2.2 Parâmetros básicos do aparelho de raios X Em radiologia médica, os parâmetros de um gerador de raios X são escolhidos de acordo com a região do corpo a ser examinada, uma vez que regiões mais espessas necessitam de um feixe mais energético para atravessá-las e sensibilizar o filme. A seguir, serão apresentados os principais parâmetros relacionados à quantidade e qualidade dos feixes de 6

15 raios X empregados em radiologia médica/odontológica, os quais, a partir de escolhas adequadas, proporcionam melhorias na qualidade do diagnóstico Tensão de pico A tensão de pico, também conhecida como quilovoltagem de pico (kvp) ou simplesmente quilovoltagem (kv), determina a energia do feixe, ou seja, sua qualidade. A tensão pode ser ajustada através de um transformador primário de alta tensão com número de espiras variável. A equação (2.1) descreve a lei do transformador (BUSHONG, 2008). = = (2.1) sendo V p e V s as tensões dos circuitos primário e secundário e N p e N s o número de espiras dos circuitos primário e secundário, respectivamente Corrente elétrica A corrente elétrica ou miliamperagem (ma) determina o número de elétrons emitidos pelo catodo (filamento), sendo o parâmetro que determina a quantidade de raios X. Quanto maior a miliamperagem, maior a temperatura do filamento e, portanto, maior o número de elétrons que interagem com o anodo do tubo (efeito termiônico). De maneira análoga à tensão, a corrente é controlada pelo número de espiras do transformador secundário de alta tensão, conforme a equação (2.2). = = (2.2) na qual I p e I s são as correntes dos circuitos primário e secundário (BUSHONG, 2008). Na figura 2.3 temos o diagrama do circuito com alguns controladores identificados de tensão e corrente para um tubo de raios X. 7

16 Figura 2.3 Diagrama do circuito para um tubo de raios X (adaptado de BUSHONG, 2008). O transformador de alta tensão é um componente elevador, pois a tensão de entrada é menor que a tensão de saída. Por operar apenas com corrente alternada, a onda de tensão em ambos os lados do transformador é senoidal. A tensão no circuito primário é medida em volts (V) e no circuito secundário é medida em quilovolts (kv); A corrente primária é medida em ampères (A) e a corrente secundária em miliampères (ma). A única diferença entre as ondas primária e secundária é a sua amplitude como mostra a figura 2.4. Figura 2.4 Transformador de alta tensão produzindo onda retificada (BUSHONG, 2008) Retificação da tensão A corrente elétrica em uma rede elétrica comum é alternada (CA), mudando a sua direção de curso aproximadamente 120 vezes por segundo. O circuito do tubo de raios X exige que a corrente seja contínua (CC), fazendo com que o fluxo de elétrons seja em uma única direção, do catodo para o anodo. Este processo de conversão chama-se retificação e é realizado por diodos que permitem a passagem da corrente em apenas um sentido do circuito. A retificação pode ser de meia onda ou de onda completa, como mostra a figura 2.5.a e 2.5.b. A primeira forma de retificação ocorre quando apenas a parte positiva da oscilação da 8

17 corrente alternada é utilizada pelo tubo de raios X, fazendo com que o tubo produza raios X durante a metade do tempo de operação; a segunda ocorre com uma associação de no mínimo quatro diodos para promover um aproveitamento do ciclo negativo da corrente e gerar o feixe no tubo de raios X (BUSHONG, 2008), como mostra a figura 2.6. Figura 2.5a. Retificação de meia onda. 2.5b.Retificação de onda completa (BUSHONG, 2008.) Figura 2.6 Retificação de onda completa. Os diodos A e D conduzem durante o meio ciclo positivo e os diodos B e C durante o meio ciclo negativo (BUSHONG, 2008). Os equipamentos de raios X podem ser classificados em monofásico e trifásico, de acordo com o número de ondas associadas ao circuito do transformador primário: Monofásico possui apenas um feixe vibrante no circuito, podendo este variar de zero ao máximo potencial 120 vezes por segundo com uma retificação de meia onda ou de uma onda completa. Quando a tensão monofásica é próxima de zero o feixe tem baixa penetrabilidade, não sendo útil ao diagnóstico. Três tipos de tensão estão associados à forma de onda monofásica, relacionados a produção de raios X, são eles a tensão instantânea (kvi), relacionada à taxa de produção dos raios X naquele instante; a tensão de pico (kvp), selecionada pelo operador no painel de 9

18 comando; e a tensão efetiva (kve), refletindo o fato da tensão variar com o tempo e não produzir sempre a mesma energia do valor de pico. Uma tensão monofásica típica apresenta valores para a tensão efetiva com 70,7 % do valor da tensão de pico, como mostra a figura 2.7 (ROS, 2000). Figura 2.7 Relação entra a tensão de pico, efetiva e seu valor instantâneo para um gerador monofásico (ROS, 2000). Trifásico possui sobreposição de três fases de energia, resultando em uma onda que mantém uma tensão quase constante, com variação em seu potencial de 14% para o de seis pulsos e de 4% para o de doze pulsos (BUSHONG, 2008). A figura 2.8 mostra as formas de ondas monofásica não ratificada, trifásica não ratificada e trifásica com ratificação de seis pulsos. Figura 2.8 Tipos de onda para um circuito (adaptado de BUSHONG, 2008) Alta freqüência utiliza um potencial quase constante, proporcionando uma melhor qualidade na imagem com uma menor exposição do paciente ao feixe de radiação. 10

19 2.2.4 Tempo de exposição A quantidade de raios X que atinge o receptor de imagem está diretamente relacionada com o intervalo de tempo em que o tubo é energizado. O produto da corrente pelo tempo de exposição radiográfica determina a quantidade de raios X liberados em uma exposição Campo de radiação O campo de radiação de aparelhos de raios X deve ser limitado (colimado) à região de interesse do diagnóstico. Em aparelhos odontológicos para radiografias intraorais existe um diafragma que limita o tamanho do campo de radiação ao qual o paciente será exposto, esse diafragma é composto por uma folha de chumbo com um orifício central, presa ao cabeçote do tubo. Além de ser limitado pelo diafragma, o tamanho do campo também é limitado por um colimador, que é geralmente cilíndrico, com 20 cm de comprimento, aproximadamente, composto de chumbo, acoplado ao cabeçote. O diafragma é o primeiro a limitar o feixe de radiação por estar localizado próximo à saída do tubo de raios X; o colimador limita ainda mais o feixe após a sua passagem pelo diafragma. Em imagens intraorais o campo de radiação deve apresentar um diâmetro máximo de 6 cm na extremidade da saída do colimador. O colimador deve possuir um comprimento mínimo de 18 cm para equipamento com tensão de pico menor ou igual a 60 kvp; de 20 cm para tensão entre 60 e 70 kvp e 24 cm se a tensão for maior que 70 kvp (BRASIL, 1998) Ponto focal O ponto focal é a região do anodo em que o feixe de elétrons incide originando a produção de raios X. O tamanho do ponto focal é um fator determinante na capacidade de resolução do sistema de formação da imagem. Quanto menor o tamanho do ponto focal, melhor a resolução de imagem e maior o aquecimento do tubo. Aparelhos de raios X para diagnóstico médico possuem anodo giratório com dois pontos focais, um fino e um grosso. Nesse caso, a escolha dependerá das regiões a serem diagnosticadas (DIMENSTEIN, 2005). Aparelhos de raios X odontológicos para radiografias intraorais possuem anodo fixo com ponto focal fino, de tamanho nominal 0,8 mm 0,8 mm. Conforme padrões estabelecidos pela Associação dos Fabricantes de Material Elétricos dos Estados Unidos (NEMA, do inglês National Eletrical Manufactures Association, que é uma organização não governamental), para tubos de raios X o tamanho do ponto focal pode ser maior que o especificado no equipamento, devido alterações em sua área por danos 11

20 provocados pelo seu aquecimento intenso (BUSHONG, 2008). A tabela 2.1 mostra alguns valores aceitáveis para a largura e o comprimento do ponto focal nominal de aparelhos de raios X (NETTO, 1998). Tabela 2.1. Alguns limites aceitáveis de ponto focal conforme padrões da NEMA, 1974 (NCRP Report nº 99, 1988). Tamanho nominal (mm) Dimensões máximas do ponto focal Largura (mm) Comprimento (mm) 0,60 0,90 1,30 0,70 1,10 1,50 0,80 1,20 1,60 0,90 1,30 1,80 1,00 1,40 2, Rendimento O rendimento do tubo de raios X é definido como o quociente entre o valor de kerma no ar a uma distância especificada (normalmente a 1 m do foco do tubo de raios X) pelo produto corrente por tempo. A unidade de rendimento é J/kg.C ou Gy/mAs. A grandeza kerma será definida no item A portaria MS 453/98 sugere que o rendimento para um equipamento monofásico com retificação de onda completa esteja entre 2,4 a 4,8 mgy/ma.min, ou seja entre 40 e 80 μgy/ma.s (INMETRO, 2009). 2.3 Componentes de um equipamento de raios X odontológico O equipamento de raios X intraoral que a maioria dos consultórios odontológicos possui é o do tipo coluna móvel ou fixo na parede ou no teto. A figura 2.9.a apresenta um modelo de equipamento do tipo móvel e a figura 2.9.b um modelo do tipo fixo. a) b) Figura 2.9 a. Aparelho de raios X coluna móvel; b. fixo na parede ( acessado em setembro de 2009). 12

21 Os componentes básicos de um equipamento de raios X intraoral, seja coluna móvel ou fixo na parede, estão apresentados na figura Essencialmente, tal equipamento é composto por um painel de controle, um braço extensor e um tubo de raios X. A seguir, são apresentados os detalhes de cada uma dessas partes. Figura 2.10 Componentes de um aparelho de raios X ontológico ( acessado em novembro de 2009) Painel de controle: Possui chave para ligar, seletor de tensão, luz indicadora, indicador sonoro que é acionado durante o disparo e, acoplado ao painel por um cabo, está o disparador. O arranjo e a localização desses componentes podem ser diferentes, dependendo da marca, modelo e ano de fabricação do aparelho. Disparador: Tem a tarefa de acionar o equipamento de raios X com um tempo determinado pelo operador. Os primeiros equipamentos de raios X odontológicos possuíam disparadores analógicos, a partir da publicação da Portaria MS 453/98 (BRASIL, 1998) recomenda-se a substituição dos disparadores analógicos por disparadores digitais, que oferecem uma melhor exatidão e reprodutibilidade do tempo de exposição. O disparador normalmente é móvel para que o disparo do feixe possa ser realizado a até mais de dois metros do tubo de raios X. Braço extensor: O tubo é conectado a uma extensão de metal, denominada de braço extensor, através de um sistema que proporciona um giro de 360º na horizontal e 270 na vertical. Tubo de raios X: É revestido por uma caixa metálica, Em seu interior encontra-se a ampola de raios X, constituída de vidro ou metal. A ampola permanece imersa em óleo para 13

22 auxiliar no resfriamento do anodo após o disparo. A figura 2.11 apresenta os componentes básicos do tubo de raios X. Figura 2.11 Tubo de raios X odontológico e ampola de raios X ( acessado em novembro de 2009) 2.4 Funcionamento de um aparelho de raios X odontológico Após posicionar o paciente, conforme as técnicas radiográficas, é necessário que o profissional de odontologia selecione o tempo no disparador e, em seguida, acione o botão de disparo. Após essas ações, a seguinte sequência irá ocorrer para a produção dos raios X: 1- O acionamento do disparador dá início ao aquecimento do filamento do catodo pela passagem da corrente elétrica, provocando a emissão de elétrons; 2- A alta tensão é transmitida através do tubo de raios X. Quando isso ocorre, a nuvem de elétrons do filamento é atraída em direção ao anodo. 3- A colisão dos elétrons com o alvo (anodo) provoca uma rápida desaceleração destes, produzindo calor e raios X. Nessa interação, do total da energia liberada, apenas 1%, aproximadamente, aparece na forma de raios X, o restante aparece como energia térmica, por isso é necessário que o tubo tenha um eficiente sistema de dissipação de calor. Para maximizar o rendimento dos raios X, o material do alvo deve ser de um elevado número atômico e um elevado ponto de fusão (PODGORSAK, 2005), como os apresentados pelo tungstênio ou molibdênio. A figura 2.12 mostra, de forma esquemática, as etapas da produção da radiação X. 14

23 Figura Passos na produção de raios x odontológico (adaptado de acessado em novembro de 2009). 2.5 Conceitos físicos importantes em radiodiagnóstico Interação da radiação com a matéria Ao interagir com um material qualquer, as radiações eletromagnéticas tais como raios X ou radiação gama podem provocar, sob o ponto de vista físico, excitação atômica ou molecular, ionização ou ativação do núcleo (TAUHATA, 2003). Na excitação, elétrons são deslocados de seus orbitais atômicos, ao retornarem, emitem a energia excedente sob a forma de luz ou raios X característicos. 15

24 Na ionização, elétrons são removidos pelas radiações com energia superior à energia de ligação dos elétrons, resultando em elétrons de alta energia, íons positivos ou radicais livres quando ocorre quebra de ligações químicas. A ativação do núcleo ocorre quando radiações com energia superior à energia de ligação dos nucleons interagem com um material, provocando reações nucleares, resultando em um núcleo residual e emissão de radiação. A radiação de freamento é o resultado da interação entre campos elétricos da partícula incidente (alfa, beta, elétrons acelerados), com o do núcleo e dos elétrons atômicos. A partícula carregada converte uma parte de sua energia de movimento em radiação eletromagnética. A quantidade de energia convertida em raios X de freamento varia de zero até um valor máximo igual à energia cinética da partícula incidente. Os raios X são produzidos com maior freqüência na interação dos elétrons com átomos de número atômico elevado. A radiação X, devido ao seu caráter ondulatório (ausência de carga e massa de repouso), ao penetrar em um material, pode percorrer grandes espessuras antes de sofrer a primeira interação. Vários tipos de interação podem ocorrer entre partículas de um feixe e de um alvo. A seção de choque é uma estimativa da probabilidade de ocorrência de cada tipo de interação, e pode ser calculada desde que se conheça uma expressão para a interação entre partículas do feixe e o alvo. Os principais modos de interação da radiação X com a matéria no intervalo de energia utilizada em radiodiagnóstico são por efeito fotoelétrico, Compton e por espalhamento coerente. Esses efeitos, além de outros, como produção de pares e fotodesintegração no caso de energias altas, acontecem da mesma forma para a interação da radiação gama com a matéria. O efeito fotoelétrico é caracterizado pela transferência total da energia da radiação X ou γ a um único elétron orbital, que é expelido com uma energia cinética E c bem definida: (2.3) Onde h é a constante de Planck, ν é a freqüência da radiação e B 0 é a energia de ligação do elétron orbital. A direção de saída do fotoelétron em relação à de incidência do fóton varia com a energia. A proporção relativa do número de fótons característicos e o número de fótons de 16

25 freamento em um feixe de raios X varia com a energia cinética do feixe de elétrons e com o número atômico do alvo. O efeito fotoelétrico é predominante para baixas energias e para elementos químicos de elevado número atômico Z, conforme a equação 2.4. h. (2.4) No efeito fotoelétrico, mais de 80% das interações primárias ocorrem com elétrons da camada K, quando a interação com essa camada é permitida (hν > B k ). Se a energia do fóton atinge a energia de ligação da camada K, há então uma descontinuidade na curva que descreve a probabilidade de interação em função da energia, chamada de pico de absorção K. Nesse pico, a probabilidade de interação, que vinha decrescendo com o aumento da energia do fóton, sofre um acréscimo repentino, para depois cair novamente. Efeito similar ocorre com a camada L, e por esta ser uma camada mais externa e possuir um maior número de elétrons podem ocorrer vários picos de absorção L 1, L 2, L 3, que dependem da energia de ligação de cada elétron. No efeito Compton, o fóton incidente é espalhado em um ângulo θ em relação a sua direção incidente por um elétron de baixa energia de ligação, que recebe somente parte da energia do fóton, de forma que o fóton incidente continua a propagar-se pelo meio material, mas agora em outra direção, conforme a figura Figura 2.13 Representação do efeito Compton a) antes da colisão e b) após a colisão (adaptado de TURNER, 2007) 17

26 (2.5). Podemos descrever a variação no comprimento de onda do fóton por meio da equação ( (2.5) Como a transferência de energia depende da direção do elétron emergente, e esta direção é aleatória, de um fóton de energia fixa podem resultar elétrons com energia cinética distintas, com valores de zero até um valor máximo. Assim, a informação associada ao elétron emergente é desinteressante sob o ponto de vista da detecção da energia do fóton incidente. Sua distribuição no espectro de contagem é aleatória, aproximadamente retangular. Quando a energia de ligação dos elétrons orbitais se torna desprezível face à energia do fóton incidente, a probabilidade de ocorrência de espalhamento Compton aumenta consideravelmente. Em radiodiagnóstico médico/odontológico a maior parte das interações ocorre por meio do efeito fotoelétrico, uma vez que a faixa de energia utilizada para produção do feixe é na ordem de kev e o número atômico do material do alvo é de 72 (para o tungstênio). Na interação da radiação com a matéria ocorre atenuação, ou seja, parte da intensidade de radiação é espalhada e parte é transmitida com menor intensidade, conseguindo atravessar o meio ou sendo absorvida por ele. A transmissão proporciona a formação da imagem radiográfica, imprimindo no filme as características das diferentes regiões do material que absorvem a radiação. A figura 2.14 apresenta um esquema de interação da intensidade do feixe de raios X com um material. Figura 2.14 Interações da radiação (JUNIOR, 2008) Assim, podemos dizer que ao interagir com o material, a intensidade de radiação incidente do feixe é expressa pela equação (2.6). 18

27 I 0 = I e + I a + I t (2.6) que: As intensidades espalhada e absorvida são responsáveis pela atenuação, de forma I t = I 0 (I e + I a ) (2.7) A equação (2.7) estabelece que a intensidade transmitida é um percentual da intensidade incidente, e este percentual depende da energia do feixe de radiação (E) e da composição do material atenuador (Z) (JUNIOR, 2008). Assim, pode-se reescrever a equação (2.7) como uma função exponencial: ) (2.8) na qual µ é a probabilidade do feixe sofrer atenuação devido a eventos de espalhamento Compton e absorção fotoelétrica, sendo denominado de coeficiente de atenuação linear total. Negligenciando as demais formas de interação, o coeficiente de atenuação linear total pode ser escrito como: µ = σ + κ (2.9) em que, σ representa o coeficiente de atenuação linear Compton total (espalhamento e absorção), que é a probabilidade do fóton ser espalhado para fora da direção inicial do feixe pelo material absorvedor e κ o coeficiente de atenuação devido ao efeito fotoelétrico. O coeficiente de atenuação de um material para um determinado tipo de interação varia com a energia da radiação (E), mas depende, para um mesmo material, de seu estado físico ou fase. Costuma-se tabelar os valores dos coeficientes de atenuação divididos pela densidade do material (ρ), tornando-os independentes de sua fase. O coeficiente de atenuação, assim tabelado, tem a denominação de coeficiente de atenuação em massa ou coeficiente mássico de atenuação, conforme apresentado na equação (2.10). (2.10) 19

28 Em dosimetria das radiações ionizantes, dois coeficientes de atenuação adicionais são frequentemente utilizados: o de transferência ( )1 ) e o de absorção de energia ( co ), como definidos nas equações (2.10) e (2.11), em que ssss )1 é a energia média transferida e sssss co é a energia média absorvida pelo material. )1 sssss (2.11) co ssssss (2.12) Os coeficientes de transferência e absorção de energia estão relacionados por meio do coeficiente de fração radiativa ( ): co )1 (2.13) Na equação 2.13, é a fração média da energia cinética inicial transferida aos elétrons que posteriormente serão emitidos como radiação de freamento (TURNER, 2007) Lei do inverso do quadrado da distância A quantidade de fótons no feixe de radiação primário é inversamente proporcional ao quadrado da distância em relação a fonte de radiação. Conforme a figura 2.15, que auxilia na descrição desta lei, Fonte de fótons S 2 Área A = a Da a Db β Área B = b 2 b Figura 2.15 Feixe de fóton divergente originário de uma fonte pontual de fótons (adaptada de PODGORSAK, 2005). 20

29 na distância D a, a partir do ponto S, a área é A = a 2 e na distância D b, a partir do ponto S a área é B = b 2. Pode-se relacionar estas áreas com o ângulo β através da relação trigonométrica: (2.14) Da equação (2.14), obtém-se: c o (2.15) A fonte de fótons S produz um fluxo na distância D a e um fluxo na distância D b. Como o número total de fótons na área A é igual ao número total de fótons na área B, pode-se escrever:, ) ) c o (2.16) Onde N tot é o número total de fótons, o fluxo e A a área. Então: o c (2.17) O fluxo é, portanto, inversamente proporcional ao quadrado da distância da fonte Grandezas dosimétricas As medidas de radiação e as investigações dos efeitos das radiações exigem várias especificações do campo de radiação no ponto de interesse. O estudo da dosimetria das radiações é feito através do uso de métodos para a determinação quantitativa da energia depositada em um meio, seja ela radiação diretamente ou indiretamente ionizante. (PODGORSAK, 2005). As principais grandezas dosimétricas utilizadas neste estudo serão comentadas a seguir. Exposição A exposição é essencialmente a quantidade de radiação absorvida pelo ar. A exposição X é definida como a quantidade de carga dq (íons) produzida numa quantidade de massa dm 21

30 de ar: (2.18) A exposição usualmente expressa em coulomb por quilograma (C/kg). Alguns equipamentos ainda medem em roentgen (R), sendo 1R = 2,58 x 10-4 C/kg ou equivalentemente a 1,61x10 12 pares de íons/grama de ar. Taxa de exposição A taxa de exposição ( ) é a quantidade de energia depositada numa determinada massa em um intervalo de tempo (C/kg.s), conforme a equação (2.19), ) (2.19) Kerma A grandeza kerma (do inglês kinetics energy released per unit of mass) ou energia cinética por unidade de massa é definida pela relação:, (J.kg -1 = Gray) (2.20) onde, de tr é a soma de todas as energias cinéticas iniciais de todas as partículas carregadas liberadas por partículas neutras ou fótons, incidentes em um material de massa dm. Kerma no ar incidente É o kerma no ar medido no feixe de raios X primário, a uma distância do detector igual a distância foco paciente, no plano de entrada da pele ou na superfície do objeto simulador (CANEVARO, 2009). Kerma de entrada na superfície É o kerma no ar incidente medido no plano de entrada da pele ou na superfície do objeto simulador, sendo que a radiação incidida no paciente ou no fantoma e a radiação 22

31 retroespalhada, discutida mais adiante no item 2.5.4, são incluídas na definição. Possui a mesma unidade de kerma (CANEVARO, 2009). Dose absorvida A dose absorvida (D, ou simplesmente dose) é a quantidade de energia média cedida pela radiação ionizante à matéria de massa dm em um volume finito V. s s (2.21) A dose absorvida é usualmente medida com a mesma unidade de kerma, Gy. Taxa de dose A taxa de dose é a energia média cedida pela radiação ionizante à matéria de massa dm por unidade de tempo, dt, conforme a equação (2.22), tendo sua unidade Gy/s. ) (2.22) Relação entre exposição e dose absorvida no ar Sob condições de equilíbrio eletrônico, a exposição X, medida no ar, se relaciona com a dose absorvida D no ar, por meio da expressão (2.23): c1 c1 (2.23) Em que, c1 é a razão entre a energia média para a formação de um par de íons no ar e a carga do elétron, ~ 0,876 (PODGORSAK, 2005) Objeto simulador Em pesquisas de controle de qualidade em radiodiagnóstico são utilizados objetos simuladores para se padronizar a atenuação e a absorção sofrida por feixes de distintos aparelhos de raios X. O objeto simulador tem a função de reproduzir as características de órgãos ou tecidos, principalmente humanos, em procedimentos dosimétricos de rotina em radiodiagnóstico. 23

32 A propagação de um feixe de fótons no ar é regida pela lei do inverso do quadrado da distância. Em radiodiagnóstico, no interior de um paciente ou de um objeto simulador, a dispersão e atenuação da radiação fazem com que o feixe não seja apenas influenciado pela lei do inverso do quadrado da distância. Costuma-se estimar a propagação do feixe no interior de objetos através de kerma de entrada na superfície, mas para isso, é necessário medir a kerma no ar e em um ponto arbitrário do objeto simulador (PETOUSSI-HENSS, 1998), para com estas grandezas determinar o fator de retro espalhamento (do inglês backscatter factor, BSF), que é calculado através da equação (2.24) (2.24), na qual, D é a dose medida na superfície do objeto simulador e D é a dose medida no ar nas mesmas condições. Um objeto simulador pode proporcionar diferentes atenuações do feixe, o que possibilita imagens com áreas distintas de contraste. Quando um objeto simulador é radiografado em feixes com qualidades díspares e utilizado processos de revelação padronizados, é possível detectar visualmente regiões com imagens idênticas, porém com maior ou menor contraste. O contraste de uma imagem será definido no item Kerma de entrada na pele Nos exames de radiodiagnóstico clínico deve ser evitada a deposição de doses altas tanto nos pacientes quanto nos profissionais de saúde envolvidos. As exposições dos pacientes à radiações devem ser minimizadas, principalmente, por meio da escolha da técnica de exposição correta e também com processos adequados de revelação dos filmes. A Portaria 453 do Ministério da Saúde (BRASIL, 1998) define valores de referência da kerma de entrada na pele (KEP). Para filme tipo E, esse valor é de no máximo 3,5 mgy por radiografia. Para calcular a KEP, realiza-se a medida do kerma na superfície do objeto simulador, com as devidas correções de pressão, temperatura e fatores de calibração do conjunto dosimétrico, nas condições de distância foco pele (DFP) do exame radiográfico, na qual está incluso o fator de retro espalhamento dado equação (2.24). 24

33 2.5.6 Formação da imagem radiográfica O feixe de raios X, durante um exame, é atenuado de acordo com a densidade das regiões internas do material que o feixe atravessa, tal aspecto é descrito pela equação (2.8), associada aos eventos de espelhamento e absorção. Para fins de diagnóstico médico, utiliza-se o filme radiográfico para visualizar regiões com distintas densidades atravessadas pelo feixe. Filme radiográfico O filme radiográfico para raios X consiste numa fina base de plástico revestida por uma emulsão sensível à radiação, essa emulsão é composta por grãos de brometo de prata (AgBr) suspensos em gelatina. A emulsão, ao ser sensibilizada pela radiação, constitui a imagem latente no filme, que posteriormente torna-se visível com a revelação. Os grãos de AgBr são mais sensíveis à luz visível que à radiação; portanto, o filme radiográfico deve ser protegido da claridade. A figura 2.16 apresenta o esquema de um filme radiográfico odontológico periapical com dimensões de 3 cm 4 cm. A placa de chumbo, posicionada por trás do filme, tem a finalidade de reduzir a dose no paciente. Figura 2.16 Partes de um filme radiográfico odontológico periapical. A transmissão da luz é uma função da opacidade do filme e pode ser medida através da densidade ótica (DO), conforme a equação (2.26), em que I 0 é a intensidade de luz incidente e I a intensidade transmitida através do filme (PODGORSAK, 2005). (2.25) O menor valor da densidade ótica medida em um filme radiográfico após o processamento químico de revelação é chamado de véu de base (base + fog), ou seja, é a 25

34 região do filme não exposta aos raios X e seu valor ideal é de 0,2 DO. O maior valor da densidade óptica nas mesmas condições é chamado de patamar, com valor máximo de 4,0 DO (MAGALHÃES, 2002). O índice de velocidade de um filme é o valor da densidade ótica igual a 1,0 acima da base + fog (MAGALHÃES, 2002). Quanto maior a velocidade do filme, menor a intensidade de radiação necessária para sensibilizá-lo. Para obter a velocidade do filme é necessário realizar uma exposição deste em um sensitômetro, que produz uma sequência de exposições no filme, conforme mostrado na figura Esta seqüencia é padronizada de maneira que a região 2 seja exposta com o dobro da intensidade luminosa comparada a região 1, causando uma relação de 2:1 de luminosidade para cada região consecutiva do filme. Após a revelação, com auxílio de um densitômetro, obtêm-se a densidade ótica de cada região, e por fim a sua velocidade. A figura 2.17 apresenta um filme exposto à luz de um sensitômetro após ter sido revelado. Figura 2.17 Filme revelado, exposto à luz de um sensitômetro. A densidade óptica foi medida com o auxílio de um densitômetro. O índice de contraste do filme é calculado através da densidade ótica de dois degraus acima do ponto índice de velocidade, seu valor deve ser igual a 1,0 para graus de exposição 2:1 proporcionados pelo sensitômetro. 26

35 Desde a descoberta dos raios X, os filmes vêm sendo aperfeiçoados, principalmente, com o objetivo de aumentar a velocidade, reduzindo o tempo de exposição do paciente à radiação. Processamento radiográfico Para obtenção da radiografia diagnóstica é necessário que o filme previamente exposto seja revelado. Este processo ocorre através das seguintes etapas: Revelação - Torna a imagem latente visível por meio do uso de revelador. A solução reveladora fornece elétrons que migram para grãos que foram sensibilizados pelos raios X, e converte os outros íons de prata que não foram expostos à radiação em íons metálicos de cor escura. Lavagem - Remove o excesso de revelador do filme. Fixação - Neutraliza o processo de ionização causado pela revelação, clareia os grãos de haleto de prata que não foram sensibilizados durante a exposição e protege o filme de reações que o deteriorizam. Lavagem- Retira a solução fixadora do filme para que não ocorra, posteriormente, interação desta com o ar e impurezas, tornando a radiografia marrom-amarelada. Caso permaneça resquícios de fixador no filme a sua vida útil será comprometida. Secagem- Último processo da revelação. Após a secagem o filme está pronto para manuseio. O filme pode ser superprocessado quando a película permanece em contato com as soluções de processamento por um tempo superior ao recomendado, ou subprocessado, quando esse tempo é inferior ao recomendado. Através da padronização de soluções processadoras em câmara escura adequada é possível minimizar a incidência de problemas no processo de revelação, tais como velamento, no qual o filme recebe luz ao ser revelado numa processadora inadequada (LEMKE, 2006) Controle de qualidade radiográfica Após o processo de revelação química da película o grau de enegrecimento da radiografia dependerá dos mecanismos de atenuação da radiação no paciente ou no objeto simulador, do processamento químico e da resposta sensitométrica do filme. A essas características associamos o conceito de densidade radiográfica (DIMENSTEIN, 2005). 27