PERFIL DE DOSE EM VARREDURAS DE TÓRAX POR TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA. Bruno Beraldo Oliveira. Orientador: Dr. Teógenes Augusto da Silva

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1 Comissão Nacional de Energia Nuclear CENTRO DE DESENVOLVIMENTO DA TECNOLOGIA NUCLEAR Programa de Pós-Graduação em Ciência e Tecnologia das Radiações, Minerais e Materiais PERFIL DE DOSE EM VARREDURAS DE TÓRAX POR TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA Bruno Beraldo Oliveira Área de concentração: Ciência e Tecnologia das Radiações Orientador: Dr. Teógenes Augusto da Silva Co-Orientador: Dr. Arnaldo Prata Mourão Belo Horizonte 2011

2 Comissão Nacional de Energia Nuclear CENTRO DE DESENVOLVIMENTO DA TECNOLOGIA NUCLEAR Programa de Pós-Graduação em Ciência e Tecnologia das Radiações, Minerais e Materiais PERFIL DE DOSE EM VARREDURAS DE TÓRAX POR TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA Bruno Beraldo Oliveira Dissertação apresentada ao Curso de Pós-Graduação em Ciência e Tecnologia das Radiações, Minerais e Materiais, como requisito parcial à obtenção do Grau de Mestre Área de concentração: Ciência e Tecnologia das Radiações Orientador: Dr. Teógenes Augusto da Silva Co-Orientador: Dr. Arnaldo Prata Mourão Belo Horizonte 2011

3 III

4 IV Dedico este trabalho aos meus pais e aos meus amigos pelo carinho e por sempre terem me dado apoio nas horas de insegurança.

5 V AGRADECIMENTOS Primeiramente a Deus, por estar sempre comigo, por proporcionar todos os momentos especiais que passei em minha vida e por me guiar em todas as decisões. À minha família, principalmente aos meus pais, José Roberto de Oliveira e Maisa Silveira Beraldo, pelo apoio nas horas difíceis de indecisão, pela educação ensinada e por todo o amor e atenção que me deram durante todos estes anos. Aos meus amigos de Passos/MG, Mateus, Lucas, Charles, Wesley, André, Marcelo, Edson e, especialmente, à Bruna, pelas conversas, compreensão, atenção e carinho que me ajudaram a enfrentar e superar as dificuldades. Aos novos amigos de Belo Horizonte, pelo divertimento, pela confiança e por terem me ajudado na adaptação a uma nova cidade. Ao prof. Dr. Teógenes Augusto da Silva, pela orientação, pela aprendizagem, pelas oportunidades, por me receber como mais um de seus alunos de mestrado. Ao prof. Dr. Arnaldo Prata Mourão, pela co-orientação, pelos ensinamentos, pela confiança durante a realização deste projeto e por ter um contato direto com os hospitais que proporcionou o desenvolvimento deste trabalho. À prof. Dra. Suely Epsztein Grynberg, minha antiga orientadora que me deu diversos conselhos, além de incentivo para seguir um novo caminho. Aos funcionários dos hospitais visitados, por sempre estarem dispostos a ajudar, por facilitar a entrada nos hospitais e pelo auxílio no manuseio dos equipamentos. Às pessoas do laboratório LCD, em especial, Annibal, Carlos Manoel, Ronaldo Bittar e Flávio, pela paciência e por serem sempre prestativos no decorrer do trabalho. Ao CDTN, pela oportunidade e por oferecer uma excelente infra-estrutura e diversos materiais para o desenvolvimento do projeto. Aos amigos de trabalho, em especial, Peterson, William, Natália, Cássio, Adriana, Marcos Tadeu, Flávia e Luciana, pelo auxílio em diversas ocasiões. À turma de 2009 do curso de mestrado do CDTN, pelo companheirismo durante todo este tempo e pela ajuda prestada nas diversas disciplinas cursadas. Aos funcionários da secretaria da pós-graduação, Cerisa, Roseli, Helena e Fulgêncio pela paciência e pelo auxílio em diversos momentos. À Coordenação de Aperfeiçoamento de Pessoal de Nível Superior CAPES, pelo financiamento do mestrado.

6 VI PERFIL DE DOSE EM VARREDURAS DE TÓRAX POR TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA Bruno Beraldo Oliveira RESUMO Para a otimização das doses de pacientes em tomografia computadorizada (TC), a legislação brasileira estabeleceu os níveis de referência em radiodiagnóstico (NRD) apenas em termos da Dose Média em Cortes Múltiplos (MSAD) em um paciente adulto típico como um parâmetro de controle de qualidade dos tomógrafos. A verificação da conformidade aos NRD pode ser feita por meio da medida da distribuição de dose resultante da varredura de TC. Uma análise da qualidade das varreduras por TC da região metropolitana de Belo Horizonte faz-se necessária através da realização de testes pertinentes descritos no Guia da Agência Nacional de Vigilância Sanitária (ANVISA). A proposta deste trabalho foi investigar, em varredura de tórax, a variação da dose em TC. Para a medição do perfil de dose e o cálculo da MSAD, foram utilizados dosímetros termoluminescentes do tipo bastão de fluoreto de lítio e filmes radiocrômicos distribuídos em cilindros posicionados nas regiões periférica e central de um objeto simulador de polimetilmetacrilato. Através de procedimentos que são adotados internacionalmente, o Índice de Dose da Tomografia Computadorizada (CTDI) foi avaliado com a câmara de ionização tipo lápis, modelo 10X5-3CT. Os resultados de MSAD obtidos com as três diferentes técnicas dosimétricas foram comparados. Os dados obtidos permitem observar a variação do perfil de dose no interior do objeto simulador, sendo que a região periférica apresenta valores de dose maiores que a região central. A variação longitudinal pode ser observada e a dose máxima foi registrada na região da periferia do objeto simulador, no ponto central do eixo longitudinal. Os valores de MSAD calculados estão abaixo do nível de referência em radiodiagnóstico de 25 mgy estabelecido pela legislação brasileira para o abdômen. Os resultados contribuem para disseminar e otimizar o procedimento adequado da dosimetria e dos testes de controle de qualidade em TC, assim como efetuar uma análise crítica dos NRD. Palavras chaves: perfil de dose, tomografia computadorizada, níveis de referência em radiodiagnóstico, varreduras de tórax.

7 VII DOSE PROFILE IN COMPUTED TOMOGRAPHY CHEST SCANS Bruno Beraldo Oliveira ABSTRACT For the optimization of the patient dose in computed tomography (CT), the Brazilian legislation only established the diagnostic reference levels (DRLs) in terms of Multiple Scan Average Dose (MSAD) in a typical adult as a parameter of quality control of CT scanners. Conformity to DRLs can be verified by measuring the dose distribution in CT scans in addition to the MSAD determination. An analysis of the quality of CT scans of the metropolitan region of Belo Horizonte is necessary by conducting pertinent tests that are presented in the National Agency of Sanitary Vigilance (ANVISA) Guide. The purpose of this study was to investigate, in chest scans, the variation of dose in CT. The dose profile and the MSAD were determined with lithium fluoride termoluminescent dosimeters (TLD-100 Rod) and radiochromic films distributed in cylinders positioned in peripheral and central regions of a phantom of polymethylmethacrylate. The Computed Tomography Dose Index (CTDI) was evaluated with a pencil ionization chamber model 10X5-3CT according to internationally adopted procedures. The MSAD results obtained with the three dosimetric techniques were compared. The obtained data allowed to observe the variation of the dose profile inside the phantom. The peripheral region showed higher dose values than the central region. The longitudinal variation can be observed and the maximum dose was recorded at the edges of the phantom, at the midpoint of the longitudinal axis. The MSAD results were in according to the DRL of 25 mgy established by Brazilian legislation for the abdomen. The results contribute to disseminate the proper procedure and to optimize the dosimetry and the tests of quality control in CT, as well as make a critical analysis of the DRLs. scans. Key words: dose profile, computed tomography, diagnostic reference levels, chest

8 VIII LISTA DE FIGURAS Figura 1. Posicionamento de paciente em aparelho de tomografia computadorizada: vista lateral e vista posterior Figura 2. Esquema de aparelhos de TC: (a) de primeira geração e (b) de segunda geração Figura 3. Esquema de aparelho de TC de terceira geração Figura 4. Esquema de aparelho de TC de quarta geração Figura 5. Trajetória do feixe de raios X no aparelho de TC helicoidal Figura 6. Definição de pitch na TC helicoidal Figura 7. Sistema de aquisição de dados de corte único e multicorte Figura 8. Gradiente de dose resultante da exposição radiográfica Figura 9. Gradiente de dose resultante da completa exposição em 360 de uma varredura de TC Figura 10. Gradiente de dose radial com uma proporção de 2:1 da periferia para o centro em um objeto simulador de tórax Figura 11. Ausência de um gradiente de dose radial em um objeto simulador de cabeça Figura 12. Perfil de dose em um objeto cilíndrico de PMMA ao longo do eixo longitudinal devido à irradiação da fatia central Figura 13. Câmara de ionização tipo lápis Figura 14. Processo físico da termoluminescência Figura 15. Curva de emissão TL do detector de LIF:Mg,Ti Figura 16. Sistema da leitora de dosímetros TL Figura 17. Composição do filme radiocrômico GAFCHROMIC XR-CT Figura 18. Leitora termoluminescente Harshaw, Thermo Electron Corporation, modelo: Figura 19. Dosímetros termoluminescentes de LiF:Mg,Ti (TL100) tipo bastão Figura 20. Forno automatizado Freiburg Figura 21. Posicionamento dos dosímetros TL no irradiador de 137 Cs Figura 22. Posicionamento da câmara de ionização Radcal Corporation, modelo: RC6: (a) vista lateral e (b) vista frontal Figura 23. Posicionamento dos dosímetros TL durante a calibração nas RQT: (a) vista frontal e (b) em destaque... 57

9 IX Figura 24. Local onde são inseridos os filtros de alumínio e cobre Figura 25. Filme radiocrômico GAFCHROMIC XR-CT cortado ao meio (à esquerda) e inteiro (à direita) Figura 26. Posicionamento das tiras de filmes radiocrômicos na capa da câmara de ionização Figura 27. Scanner Microtek 9800 XL Figura 28. Inversão das cores da imagem das tiras dos filmes radiocrômicos Figura 29. Câmara de ionização tipo lápis da Radcal Corporation, modelo: 10X5-3CT, nº Figura 30. Fonte de radiação beta de 90 Sr/ 90 Y Figura 31. Posicionamento dos materiais para o teste de repetibilidade e reprodutibilidade da câmara de ionização tipo lápis Figura 32. Posicionamento: (a) da câmara de ionização Radcal Corporation e (b) da câmara monitora Figura 33. Posicionamento: (a) do colimador e (b) em destaque Figura 34. Objeto simulador de tronco, com cinco orifícios para medidas Figura 35. Posicionamento dos dosímetros nos cilindros de PMMA Figura 36. Posicionamento do objeto simulador de tronco no isocentro do tomógrafo Figura 37. Filme mostrando a irradiação do objeto simulador contendo os cilindros carregados com os dosímetros TL Figura 38. Câmara de ionização tipo lápis inserida em um dos orifícios do objeto simulador de PMMA Figura 39. Posicionamento da câmara de ionização tipo lápis nos cinco pontos de medição Figura 40. Posicionamento das tiras de filmes radiocrômicos nos cilindros de PMMA Figura 41. Distribuição das médias das 10 leituras obtidas do primeiro lote dos dosímetros TL Figura 42. Fator de correção individual para os dosímetros TL Figura 43. Reprodutibilidade dos dosímetros TL Figura 44. Distribuição das médias das 10 leituras obtidas do segundo lote dos dosímetros TL Figura 45. Reprodutibilidade do segundo lote dos dosímetros TL Figura 46. Distribuição da leitura do filme posicionado no centro do objeto simulador Figura 47. Distribuição da leitura do filme posicionado no norte do objeto simulador... 78

10 X Figura 48. Distribuição da leitura do filme posicionado no sul do objeto simulador Figura 49. Distribuição da leitura do filme posicionado no leste do objeto simulador Figura 50. Distribuição da leitura do filme posicionado no oeste do objeto simulador Figura 51. Corrente de fuga da câmara de ionização tipo lápis Figura 52. Corrente de referência da câmara de ionização tipo lápis Figura 53. Variação longitudinal da dose no tomógrafo T Figura 54. Variação longitudinal da dose dos cilindros periféricos no tomógrafo T Figura 55. Variação longitudinal da dose no tomógrafo T Figura 56. Variação longitudinal da dose dos cilindros periféricos no tomógrafo T Figura 57. Variação longitudinal da dose no tomógrafo T Figura 58. Variação longitudinal da dose dos cilindros periféricos no tomógrafo T Figura 59. Variação longitudinal da dose no tomógrafo T Figura 60. Variação longitudinal da dose dos cilindros periféricos no tomógrafo T Figura 61. Variação longitudinal da dose no tomógrafo T Figura 62. Variação longitudinal da dose dos cilindros periféricos no tomógrafo T Figura 63. Variação longitudinal da dose no tomógrafo T Figura 64. Variação longitudinal da dose dos cilindros periféricos no tomógrafo T Figura 65. Comparação da variação da média das doses no eixo longitudinal dos cilindros periféricos nos cinco tomógrafos estudados Figura 66. Variação longitudinal da dose do cilindro posicionado no centro do objeto simulador em T Figura 67. Variação longitudinal da dose do cilindro posicionado no norte do objeto simulador em T Figura 68. Variação longitudinal da dose do cilindro posicionado no sul do objeto simulador em T Figura 69. Variação longitudinal da dose do cilindro posicionado no leste do objeto simulador em T Figura 70. Variação longitudinal da dose do cilindro posicionado no oeste do objeto simulador em T

11 XI LISTA DE TABELAS Tabela 1. Fatores de conversão entre as grandezas CTDI 100 e CTDI FDA Tabela 2. Tomógrafos dos estabelecimentos de assistência à saúde Tabela 3. Parâmetros utilizados na calibração dos dosímetros TL nas diferentes RQT Tabela 4. Tomógrafos visitados nas cidades da região metropolitana de Belo Horizonte entre os anos 2005 e Tabela 5. Marca de tomógrafos visitados nas cidades da região metropolitana de Belo Horizonte entre os anos de 2005 e Tabela 6. Quantidade de tensões entre 120 e 150 kv que foram utilizadas nos tomógrafos visitados nas cidades da região metropolitana de Belo Horizonte entre os anos de 2005 e Tabela 7. Distribuição de tomógrafos na região metropolitana de Belo Horizonte Tabela 8. Parâmetros da calibração dos dosímetros TL Tabela 9. Leituras dos dosímetros TL (com o BG subtraído), média e desvios padrões das medidas e o respectivo coeficiente de calibração para o 137 Cs e para as RQT Tabela 10. Leituras do segundo lote dos dosímetros TL (com o BG subtraído), média e desvios padrões das medidas e o respectivo coeficiente de calibração para o 137 Cs e para as RQT Tabela 11. Cálculo da incerteza da calibração do segundo lote de dosímetros TL Tabela 12. Resultados das integrais, das respectivas leituras feitas com câmara de ionização, dos coeficientes de calibração dos filmes para cada posição e a respectiva média ponderada Tabela 13. Cálculo da incerteza da calibração dos filmes radiocrômicos Tabela 14. Taxa de kerma no ar, coeficiente de calibração e incerteza para as RQT Tabela 15. Protocolos de tórax adotados nos tomógrafos estudados Tabela 16. Doses (mgy) obtidas através da câmara de ionização inserida no objeto simulador Tabela 17. Média da dose absorvida (mgy) encontrada nos cilindros periféricos utilizando filmes radiocrômicos e dosímetros TL Tabela 18. Resultados das integrais, os limites de integração e o valor de MSAD para as três técnicas utilizadas no tomógrafo T Tabela 19. Cálculo da incerteza dos dosímetros TL na medição no tomógrafo T

12 XII Tabela 20. Cálculo da incerteza da câmara de ionização tipo lápis na medição no tomógrafo T Tabela A1. Levantamento dos tomógrafos em Tabela A2. Levantamento dos tomógrafos em Tabela A3. Levantamento dos tomógrafos em Tabela A4. Levantamento dos tomógrafos em Tabela A5. Levantamento dos tomógrafos em

13 XIII LISTA DE SIGLAS E ABREVIAÇÕES AIEA Agência Internacional de Energia Atômica (International Atomic Energy Agency) ANVISA Agência Nacional de Vigilância Sanitária BG Radiação de Fundo (Background) CASMIE Comitê de Avaliação de Serviços de Monitoração Individual Externa CAT Scan Computerized Axial Tomography CDTN Centro de Desenvolvimento da Tecnologia Nuclear CNEN Comissão Nacional de Energia Nuclear CTDI Índice de Dose da Tomografia Computadorizada (Computed Tomography Dose Index) CEFET Centro Federal de Educação Tecnológica DLP Produto Dose Comprimento (Dose Product Length) FDA Food and Drug Administration HU Hounsfield ICRU International Commission on Radiation Units and Measurements IPEN Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares ISO International Standartization Organization NRD Nível de Referência em Radiodiagnóstico MDCT Multi Detector Computed Tomography MSAD Dose Média em Cortes Múltiplos (Multi Slice Average Dose) PET Tomografia por Emissão de Pósitrons (Positron Emission Tomography) Pixel Picture Element PMMA Polimetilmetacrilato RQR Radiation Qualities in Radiation Beams Emerging from the X-ray Source Assembly RQT Radiation Qualities Based on Copper Added Filter SDCT Single Detector Computed Tomography TC ou CT Tomografia Computadorizada (Computed Tomography) TL Termoluminescente Voxel Volume Element X-ray CT X-ray Computed Tomography

14 XIV ÍNDICE RESUMO... VI ABSTRACT... VII LISTA DE FIGURAS... VIII LISTA DE TABELAS... XI LISTA DE SIGLAS E ABREVIAÇÕES... XIII ÍNDICE... XIV 1. INTRODUÇÃO OBJETIVOS REVISÃO DA LITERATURA A Tomografia e sua Evolução Os Aparelhos de Tomografia Computadorizada A Evolução Tecnológica dos Aparelhos de TC Gerações dos aparelhos de TC Aparelhos Helicoidais Aparelhos Multicorte Variações da Dose no Objeto Irradiado Variação Longitudinal da Dose Fatores que Influenciam a Dose de Radiação na TC Técnicas de Medição Câmara de Ionização Dosimetria Termoluminescente Filme Radiocrômico METODOLOGIA E INFRA-ESTRUTURA Amostra Materiais Metodologia Levantamento dos Tomógrafos Seleção dos Dosímetros TL Calibração dos Dosímetros TL Calibração dos Filmes Radiocrômicos Controle de Qualidade da Câmara de Ionização... 60

15 XV Calibração da Câmara de Ionização Medida dos Perfis de Dose em Varredura de Tórax RESULTADOS E DISCUSSÕES Levantamento dos Tomógrafos Seleção do Primeiro Lote de Dosímetros TL Calibração do Primeiro Lote de Dosímetros TL Seleção do Segundo Lote de Dosímetros TL Calibração do Segundo Lote de Dosímetros TL Calibração dos Filmes Radiocrômicos Controle de Qualidade da Câmara de Ionização Corrente de Fuga Testes de Repetibilidade e Reprodutibilidade Calibração da Câmara de Ionização Avaliação dos Perfis de Dose em Varreduras de Tórax CONCLUSÕES REFERÊNCIAS APÊNDICE A

16 16 1. INTRODUÇÃO Os efeitos danosos causados pelas radiações ionizantes exigiram a criação de um sistema de proteção radiológica adotado internacionalmente, o qual estabelece um padrão apropriado de proteção das pessoas que são expostas às radiações decorrentes do trabalho (indivíduos ocupacionalmente expostos), por motivo de exames ou tratamento (pacientes) e por proximidade às fontes de radiação (público). A proteção radiológica baseia-se nos princípios da justificação e otimização da prática, além da limitação de dose ou risco. A prática é realizada através de metodologias de monitoração de área e individual, que inclui a confiabilidade instrumental, as medidas e suas interpretações (IAEA, 1996; ICRP, 2007). O uso das radiações na área médica tem crescido bastante, tanto pelos benefícios associados quanto pelo desenvolvimento tecnológico. Em tomografia computadorizada (TC), a evolução tecnológica envolve o sistema de gerador de raios X, a tecnologia dos detectores, a diminuição do tempo de aquisição das imagens e o sistema computacional associado. A cada quatro anos, os principais fabricantes de aparelhos de TC lançam novas gerações de tomógrafos no mercado apresentando como principal característica uma sensível redução no tempo de varredura implicando em um aumento na potência do tubo de raios X. Associado a esse aumento de velocidade, existe um aumento significativo do volume irradiado através do aumento do número de detectores. Atualmente, apesar dos tomógrafos utilizados nos serviços de radiodiagnóstico serem todos com arquitetura de terceira geração, há diferentes fatores que os diferenciam, como a forma de varredura: axial (convencional), helicoidal e helicoidal multicorte. Estes diferentes tipos de aquisições têm o mesmo objetivo de se obter uma qualidade de imagem que permita um diagnóstico adequado. A grande variedade de fabricantes faz que existam diferenças entre os tubos dos tomógrafos. Os diferentes sistemas detectores e as distâncias tubo-detector contribuem para esta diferenciação. Dessa forma, como os feixes de raios X são divergentes, os detectores recebem uma menor quantidade de fótons com o aumento da abertura do gantry. Os valores de tensão, corrente do tubo e tempo são fatores que também contribuem para essa diferenciação, pois são parâmetros que podem ter valores modificados a cada procedimento tomográfico. Além dos protocolos de varredura dependerem da tecnologia do aparelho, cada serviço, independentemente do tipo de tomógrafo que utiliza, pode modificar o protocolo,

17 17 sendo este o principal motivo que determina a existência de diferentes técnicas para a aquisição de imagem. Nos aparelhos convencionais de raios X, para cada espessura do paciente há uma técnica radiográfica utilizada, devido justamente à possibilidade de variação da tensão e da corrente do tubo. Em TC, a mesma técnica é utilizada para todos os pacientes independentemente da sua massa ou do tipo de exame a ser feito. A maioria dos serviços utiliza um protocolo de aquisição para indivíduos adultos e outro para aquisições pediátricas. A partir da Conferência de Málaga, em 2001, foram lançadas as bases para a dosimetria em radiologia visando à proteção radiológica de pacientes submetidos a exames diagnósticos ou terapia, tanto na radioterapia, radiodiagnóstico e medicina nuclear (IAEA, 2007). Muitos países já introduziram em suas legislações a obrigatoriedade de verificação das doses depositadas em pacientes submetidos a exames radiodiagnósticos mediante a medida de grandezas e parâmetros. Para TC, a legislação brasileira incluiu apenas a Dose Média em Cortes Múltiplos (MSAD) em um paciente adulto típico como um parâmetro de controle de qualidade dos tomógrafos, definidas em 50 mgy para cabeça, 35 mgy para coluna lombar e 25 mgy para abdômen (BRASIL, 1998). Estes níveis de referência em radiodiagnóstico (NRD) são obtidos em um objeto simulador de polimetilmetacrilato (PMMA). Os NRD devem ser utilizados de modo a permitir a revisão e adequação dos procedimentos e técnicas quando as doses excederem os valores especificados (BRASIL, 1998). Todos os valores foram adotados de recomendações internacionais (Basic Safety Standards) e podem não representar a realidade das condições dos exames feitos no Brasil. A verificação da adequabilidade dos NRD é recomendada e depende das medidas em vários protocolos. A garantia de exames com qualidade em TC, além de ser uma necessidade operacional, é prevista e exigida pela Portaria nº 453/98. O objetivo de um programa de controle de qualidade é assegurar que cada imagem gerada pelo tomógrafo possa propiciar um diagnóstico médico adequado, com doses tão baixas quanto razoalmente exeqüíveis (BRASIL, 1998). Outros parâmetros, dependendo de testes de qualidade, são só especificados e limites são estabelecidos no Regulamento Técnico anexo à Portaria nº 453/98 do Ministério da Saúde e no Guia anexo à Resolução 1016 da Agência Nacional de Vigilância Sanitária (ANVISA). Em Minas Gerais, a obrigatoriedade dos testes para TC está em vigor desde 01/07/2009, porém muitos destes testes não estão sendo feitos, devido, principalmente, à falta de pessoal capacitado para a realização dos mesmos.

18 18 O conhecimento dos níveis de radiação em uma varredura de TC é observado através da estimativa de grandezas específicas, visando à proteção radiológica dos pacientes. Porém, a terminologia das grandezas dosimétricas utilizadas em radiodiagnóstico vem se tornando cada vez menos satisfatórias para mensurar e permitir a discussão da realidade imposta pela grande variação do parque tecnológico. Algumas vezes uma mesma grandeza que é citada por diferentes nomes ou um mesmo nome refere-se a diferentes grandezas. Diferenças sutis, como a presença ou não do retroespalhamento nas medidas, passam despercebidas devido à falta de clareza na terminologia e nas definições utilizadas. Em TC, a situação não é diferente, o Índice de Dose da Tomografia Computadorizada (CTDI), a grandeza mais difundida, tem diferentes definições com variações nos limites de integração, no método de medida e no meio onde a dose absorvida é determinada (MAIA, 2005). Além do CTDI, não há uma padronização consolidada em outras grandezas específicas para TC, como a Dose Média em Cortes Múltiplos (MSAD), o Índice de Dose para Tomografia Computadorizada no ar (CTDI 100,ar ), o Índice de Dose ponderada para Tomografia Computadorizada (CTDI w ) e o Produto Dose Comprimento (DLP), importantes para o conhecimento dos níveis de radiação nas varreduras de TC (BASTOS, 2006). As grandezas específicas para TC podem ser determinadas experimentalmente utilizando-se uma câmara de ionização tipo lápis inserida em um objeto simulador de PMMA. Para o conhecimento da exata distribuição de dose dentro do objeto simulador, obtêm-se o perfil de dose substituindo a câmara de ionização por dosímetros termoluminescentes (TL) e filmes radiocrômicos. A comparação entre os resultados e com os NRD ressaltam a importância do conhecimento e da divulgação aos médicos radiologistas dos valores das grandezas dosimétricas e do perfil de dose dos exames de TC, para efetuar uma análise crítica dos NRD e perceber o aumento do nível de exposição dos pacientes (VICEDO et al., 2006; HERRERO et al., 2006; ZENÓBIO et al., 2007).

19 19 2. OBJETIVOS O objetivo principal deste trabalho é o estudo do perfil de dose nas varreduras de tórax da amostragem adotada utilizando um objeto simulador de PMMA, além da comparação entre os resultados obtidos com protocolos definidos para um mesmo objetivo diagnóstico. Este trabalho visa também o conhecimento dos tomógrafos que estão sendo utilizados nos estabelecimentos de assistência à saúde da região metropolitana de Belo Horizonte, além da identificação de uma amostragem significativa destes equipamentos para serem submetidos a testes de qualidade que estão descritos no Guia da ANVISA. A análise dos parâmetros de qualidade faz-se necessária a fim de assegurar a confiabilidade metrológica dos sistemas dosimétricos utilizados através de testes pertinentes e das respectivas calibrações. A investigação da variação das grandezas dosimétricas de interesse faz-se necessária para verificar a conformidade com os níveis de referência em radiodiagnóstico estabelecidos pela Portaria nº 453/98 do Ministério da Saúde.

20 20 3. REVISÃO DA LITERATURA 3.1. A Tomografia e sua Evolução A palavra tomografia significa imagem em tomos, ou em planos, sendo esta a definição para as imagens de qualquer aparelho diagnóstico que permita a geração de imagem de um plano de corte, possibilitando o estudo de estruturas localizadas no interior do corpo. Essas imagens podem pertencer a planos de corte diversos (axial, frontal, lateral ou inclinado) e sua grande vantagem está na não superposição das estruturas representadas (MOURÃO, 2007). Existem vários aparelhos geradores de imagens diagnósticas que possibilitam a geração de imagem de planos de corte, portanto em cortes tomográficos, como: o ultra-som, a ressonância magnética, a tomografia por emissão de pósitrons - PET (Positron Emission Tomography), etc. Apesar dessas possibilidades, o aparelho que gera imagem tomográfica a partir da atenuação diferenciada do feixe de raios X é que passou a ser denominado aparelho de tomografia computadorizada. A tomografia computadorizada foi inicialmente denominada CAT Scan (Computerized Axial Tomography), posteriormente, X-ray CT (X-ray Computed Tomography) e, finalmente, TC ou CT (Computed Tomography). Os aparelhos de TC disponíveis no mercado tiveram sua origem em um processo de aquisição tomográfica denominado tomografia linear. Incluída entre as tomografias convencionais, a tomografia linear engloba os processos tomográficos que não utilizam computador para gerar imagens de corte anatômico (MUDRY et al., 2003; MOURÃO, 2007) Os Aparelhos de Tomografia Computadorizada O aparelho de tomografia computadorizada permite gerar a imagem de um corte anatômico axial com o auxílio de um computador. Este método utiliza um tubo gerador de raios X que emite radiação enquanto se move em círculo, ou semicírculo, em torno do objeto do qual se deseja gerar imagem. Ao invés de gerar a imagem diretamente sobre o filme radiográfico, a radiação que atravessa o objeto é captada por detectores posicionados em oposição à fonte de radiação, após o objeto (Fig. 1) (MUDRY et al., 2003; MOURÃO, 2007).

21 21 Figura 1. Posicionamento de paciente em aparelho de tomografia computadorizada: vista lateral e vista posterior. Fonte: MOURÃO, O princípio da tomografia computadorizada é baseado na possibilidade de se reproduzir um objeto bi ou tridimensional a partir de múltiplas projeções deste objeto. A imagem tomográfica é formada a partir de um conjunto de projeções de uma região do corpo. As projeções são obtidas por meio de diversas irradiações da região, em ângulos diferentes, por um feixe colimado, e a radiação transmitida é medida por um conjunto de detectores. As medidas do detector são processadas por um computador que faz a reconstrução da imagem (MAIA, 2005). A imagem mostrada na tela do computador é uma representação bidimensional de um corte tomográfico, que é na realidade uma fatia tridimensional. A imagem é composta por muitas células, onde a cada uma delas é associado um número que está relacionado ao coeficiente de atenuação do elemento de volume por ele representado. Cada célula da imagem recebe o nome de pixel (picture element) e o número associado a ela é denominado número de TC, e é normalmente expresso em unidades de Hounsfield (HU). Um pixel é a representação gráfica de um elemento de volume do tecido, denominado voxel (volume element). O voxel pode ser determinado por meio da multiplicação da área do pixel pela espessura do corte tomográfico (CURRY, 1990). Por meio de um algoritmo, calcula-se, a partir das medidas dos detectores, o coeficiente de atenuação de cada pixel. Depois de calcular cada um desses coeficientes, esses valores são convertidos ao número de TC, por meio da Equação 1:

22 22 NTC 0 a k a (1) onde μ 0 é o coeficiente de atenuação do pixel, μ a é o coeficiente de atenuação da água e k é uma constante que determina a escala na qual será expresso o número de TC. No caso da escala em unidades de Hounsfield, o valor de k é Pela Equação 1, percebe-se que o número de TC da água é zero e o do ar, considerando que o ar não causa atenuação, é k. O número de TC +k equivale a um osso denso. Normalmente os equipamentos de TC trabalham com números de TC entre e (CURRY, 1990). A partir da determinação do número de TC a imagem é formada por meio de uma larga escala de níveis de cinza. O tom de cinza do pixel dependerá do valor da atenuação evidenciado pelos voxels que representa. Assim, os voxels que apresentam coeficiente de atenuação linear maior absorvem uma maior parcela do feixe de radiação e serão representados em tons mais claros na imagem, e os que possuem menor valor de coeficiente de atenuação linear absorvem uma menor parcela do feixe e aparecerão mais escuros (MUDRY et al., 2003; MOURÃO, 2007). Um problema surge quando se compara o intervalo do número de TC (5000) e o intervalo de níveis de cinza (256 tons). Não sendo possível atribuir a cada número de TC um tom de cinza, o procedimento mais utilizado é o de determinar uma janela onde os tons de cinza são distribuídos (MAIA, 2005). Em comparação com a imagem da radiologia convencional, a imagem de TC é bem mais rica em informações, principalmente em áreas onde a diferença de densidade entre os tecidos é pequena, ou seja, a imagem de TC apresenta uma resolução de baixo contraste melhor do que as imagens geradas pelas técnicas convencionais (IEC, 1997). Esta melhoria significativa na resolução de baixo contraste ocorre porque a imagem é feita em fatias, eliminando a superposição de estruturas do objeto, e porque o feixe nos tomógrafos é duplamente colimado. O primeiro colimador é utilizado de maneira semelhante ao da radiologia convencional. Ele é posicionado na saída do tubo de raios X e define o tamanho do feixe, portanto a largura da fatia a ser irradiada e influencia o valor da dose a qual o paciente será exposto. O segundo colimador é colocado após o paciente, antes dos detectores, e tem como função principal reduzir os efeitos gerados pela radiação espalhada que chega aos detectores (SPRAWLS, 1995). A teoria relativa à obtenção da imagem de um plano axial é de que o feixe que atravessa o corpo humano contém informações de toda a matéria atravessada por ele; porém,

23 23 parte dessa informação não é registrada na radiografia convencional. A qualidade dessa imagem gerada em TC depende de vários parâmetros, tais como: a natureza do feixe de raios X (qualidade), os tipos de detectores de raios X, o número de detectores, a velocidade das medições, os algoritmos utilizados para a determinação das atenuações individuais, para a reconstrução da imagem, etc (MOURÃO, 2007). Para que o processo funcione adequadamente, é necessário que o objeto permaneça imóvel durante todo o período de medições da atenuação do feixe pelos detectores nas diversas posições do conjunto tubo-detector em relação ao objeto, uma vez que é necessária a coleta de muitos dados para que os algoritmos computacionais possam obter os valores de atenuação evidenciados por cada voxel (MOURÃO, 2007). Os avanços tecnológicos na área médica têm permitido a melhoria constante dos aparelhos de tomografia computadorizada desde que esse método diagnóstico começou a ser empregado. Esses avanços permitiram a criação de novas gerações de aparelhos que apresentam, cada vez mais, imagens mais detalhadas e de melhor qualidade. A maior evolução no que se refere à qualidade dos aparelhos veio com a evolução dos tubos de raios X e dos detectores de radiação, que permitiram reduzir consideravelmente o tempo de aquisição de um corte e, conseqüentemente, o tempo total de varredura (MOURÃO, 2007) A Evolução Tecnológica dos Aparelhos de TC Considerando o desenvolvimento de sistemas que marcaram uma evolução considerável no processo de aquisição de dados para a geração da imagem digital do corte anatômico e na melhoria dos aparelhos de tomografia computadorizada, pode-se fazer uma classificação desses modelos em relação à forma de geração dos dados para a reconstrução computacional da imagem. Inicialmente, a geração de uma única imagem de corte demorava alguns minutos e hoje a aquisição de um conjunto completo de imagens para o diagnóstico de uma região em um aparelho de tomografia computadorizada pode ser feita em questão de segundos (MOURÃO, 2007). A seguir, é apresentada uma descrição do modelo padrão que representa cada geração que marcou a evolução dos aparelhos de tomografia computadorizada.

24 Gerações dos aparelhos de TC Os aparelhos de TC, quanto à forma de geração dos dados para a obtenção da imagem de corte axial são classificados em quatro gerações. O funcionamento do primeiro modelo descrito de um aparelho de tomografia computadorizada era baseado em um tubo de raios X, emitindo um feixe extremamente colimado, e um único detector de radiação que foram acoplados em um gantry de forma a se moverem em sincronia. O feixe gerado pelo tubo era do tipo pencil beam e atingia o único detector. O objeto era posicionado entre o tubo de raios X e o detector que eram colocados na posição inicial, fazendo a coleta das informações de quanto o feixe foi atenuado nessa posição. O gantry fazia dois tipos de movimentos: um linear e outro circular. O conjunto tubo-detector era deslocado de cerca de 1º para cada nova aquisição e todo o processo era repetido. Ao final de muitos posicionamentos do sistema tubo-detector, eram varridos 180º em torno do objeto. (MAIA, 2005; MUDRY et al., 2003; MOURÃO, 2007). Como o feixe de raios X era bem colimado, a produção de radiação espalhada no objeto era muito pequena, diminuindo os ruídos desse tipo de interferência. No entanto, a característica principal desse modelo era a demora no processo de aquisição, pois para obter a imagem de um corte eram necessários muitos posicionamentos para a coleta de dados. Assim, este aparelho possuía tempos de varredura muito longos entre quatro e cinco minutos para a obtenção dos dados da imagem de um único plano de corte. Durante todo esse período de varredura o objeto deveria permanecer imóvel. Como o processo de geração das imagens exigia uma seqüência de cortes, pois a região onde se encontra a alteração não era conhecida, realizar uma seqüência de cortes completa poderia demorar horas, e a qualidade da imagem gerada era muito ruim (MUDRY et al., 2003; MOURÃO, 2007). A segunda geração dos aparelhos de tomografia computadorizada também intercalava movimentos de translação e rotação. Porém, era composta por um tubo de raios X que emitia um feixe delgado em forma de leque e que atingia um conjunto de aproximadamente 30 detectores alinhados em uma reta. O conjunto arco-detector era deslocado, variando sua posição. O aumento do número de detectores possibilitou uma redução considerável para o número de posicionamentos, de 180 posicionamentos necessários nos aparelhos de primeira geração para apenas seis posicionamentos, reduzindo-se o tempo de varredura e, conseqüentemente, o tempo de exame. Menos movimentos lineares eram necessários e os movimentos rotacionais podiam ser mais largos. O feixe em forma de leque gerou a

25 25 necessidade de algoritmos de reconstrução da imagem bem mais complexos que os algoritmos utilizados nos aparelhos de primeira geração (MAIA, 2005; MUDRY et al., 2003; MOURÃO, 2007). O tempo gasto para a produção da imagem de cada plano de corte era da ordem de 20 a 60 segundos. No entanto, a demora no processamento da informação era grande em virtude dos novos algoritmos de reconstrução que, diferentemente dos aparelhos de primeira geração, deveriam levar em conta a inclinação do feixe em relação aos detectores mais externos em virtude de sua característica divergente (MOURÃO, 2007). Outra desvantagem que surgiu a partir desta geração de tomógrafos foi o aumento da influência da radiação espalhada na imagem, gerada pelo aumento da largura do feixe e do número de detectores (MAIA, 2005). Os aparelhos de primeira e segunda geração (Fig. 2) não podem mais ser utilizados para a geração de imagens diagnósticas no Brasil devido ao surgimento de outras gerações de equipamentos de melhor desempenho. (a) (b) Figura 2. Esquema de aparelhos de TC: (a) de primeira geração e (b) de segunda geração. Fonte: MOURÃO, A arquitetura dos aparelhos de tomografia computadorizada de terceira geração (Fig. 3) foi disponibilizada no final da década de 70 e o que diferencia esta geração é o aparecimento de um conjunto de detectores que forma um arco móvel posicionado após o objeto, sendo mecanicamente conectado ao tubo raios X. O conjunto formado pelo tubo e pelo

26 26 arco de detectores descreve um giro de 360º em torno do paciente para a aquisição dos dados necessários à reconstrução da imagem de um corte anatômico. Este sistema reduziu o tempo de aquisição da imagem de um plano de corte para uma faixa entre três e dez segundos; essa redução no tempo de aquisição foi fundamental para permitir a geração de imagens de estruturas móveis por conta da respiração e dos movimentos peristálticos (MUDRY et al., 2003; MOURÃO, 2007). Nesta geração de tomógrafos normalmente eram utilizados feixes pulsados, onde cada pulso equivalia a uma projeção. Tanto o número de detectores como a abertura do feixe em leque aumentaram substancialmente em relação aos tomógrafos de segunda geração. Além do aumento da velocidade de varredura, outra grande vantagem desta geração de tomógrafos é que o arranjo curvilíneo garante a constância na distância fonte-detector facilitando a reconstrução da imagem e permitindo uma colimação colocada após o paciente e antes dos detectores que ajuda a reduzir o efeito da radiação espalhada (MAIA, 2005). Nesse sistema o arco-detector é composto por mais de cem detectores independentes e a utilização de lâminas de tungstênio entre os detectores e alinhadas com o foco da fonte de raios X diminui a quantidade de radiação espalhada que atinge os detectores. Além da diminuição no tempo de aquisição de dados para a geração da imagem, esses aparelhos trazem uma melhoria considerável na qualidade da imagem gerada (MOURÃO, 2007). A principal desvantagem desta geração de tomógrafos é o aparecimento ocasional de artefatos de anel. Estes artefatos aparecem por diversas razões, como por exemplo, o mal funcionamento de algum dos detectores, e podem ser minimizados por meio de correções aplicadas no software de reconstrução da imagem (MAIA, 2005). Figura 3. Esquema de aparelho de TC de terceira geração. Fonte: MOURÃO, 2007.

27 27 Na quarta geração (Fig. 4) surge um anel de detectores fixo que cobre os 360º ao redor do paciente e somente o tubo de raios X gira 360º em torno do paciente, emitindo um feixe contínuo e delgado em forma de leque. Como os detectores estão fixos, há uma melhoria significativa em seus ajustes, diminuindo consideravelmente a possibilidade de geração de artefatos causados por desajustes mecânicos entre a fonte emissora de raios X e o conjunto de detectores que ocorrem com facilidade na geração anterior. O tempo para obter um corte é menor que o dos aparelhos de terceira geração. No entanto, a demanda uma quantidade de detectores de radiação muito maior. Enquanto os aparelhos de terceira geração utilizam de 300 a 900 detectores, os de quarta utilizam de 1200 a 4800 detectores distribuídos pela circunferência do gantry (MUDRY et al., 2003; MOURÃO, 2007). As principais desvantagens desta geração de equipamentos foram o aumento da dose no paciente e o aumento do custo, uma vez que o número de detectores cresceu muito (BUSHONG, 1997). Figura 4. Esquema de aparelho de TC de quarta geração. Fonte: MOURÃO, Apesar da evolução trazida pelos aparelhos de quarta geração, posteriormente ao seu aparecimento, a evolução ocorrida na mecânica de precisão possibilitou melhorar a qualidade do processo de coleta de dados dos aparelhos de terceira geração e, como os detectores de raios X representam um custo considerável, a arquitetura de terceira geração passou a ser economicamente mais viável. Por essa razão, após o aparecimento dos aparelhos de quarta geração surgiram aparelhos mais evoluídos e com arquitetura de terceira geração que acabaram por suprimir a arquitetura dos aparelhos de quarta geração nos aparelhos atualmente comercializados (MUDRY et al., 2003; MOURÃO, 2007).

28 Aparelhos Helicoidais Os aparelhos convencionais de TC até a quarta geração geravam a imagem de cada plano de corte em um procedimento distinto. Assim, o processo de varredura de um órgão era dividido em etapas de aquisição de dados para cada corte, de maneira independente. A necessidade de menores tempos de varredura, de geração de imagens volumétricas de boa qualidade e de rápida construção contribuiu para o surgimento dos aparelhos helicoidais de TC. A TC helicoidal também é chamada de espiral ou volumétrica (MUDRY et al., 2003; MOURÃO, 2007). Os aparelhos helicoidais possuem um sistema de aquisição de dados para a geração da imagem idêntico ao dos aparelhos de terceira geração. No caso do aparelho de TC helicoidal, existe uma varredura do volume que é examinado em um único ciclo, e após a aquisição dos dados do volume é que são produzidos os cortes axiais individuais. À medida que o tubo de raios X gira continuamente em torno do paciente, a mesa movimenta-se longitudinalmente, mudando automaticamente o ponto de incidência do feixe de raios X em relação ao eixo longitudinal do objeto, sem a necessidade de paradas da mesa para a coleta de dados de cada corte axial separadamente. Devido à simultaneidade dos movimentos do tubo de raios X em torno do paciente e do deslocamento contínuo da mesa, do princípio ao final do volume a ser representado, o feixe de raios X descreve uma trajetória helicoidal em relação ao paciente (Fig. 5) (MUDRY et al., 2003; MOURÃO, 2007). Figura 5. Trajetória do feixe de raios X no aparelho de TC helicoidal. Fonte: MOURÃO, 2007.

29 29 Assim, é possível reconstruir qualquer imagem ao longo do eixo de translação por meio de um algoritmo de interpolação. A principal vantagem da TC helicoidal é a possibilidade de se obter a imagem de uma região grande do corpo em apenas um intervalo de respiração, diminuindo os artefatos gerados na imagem em consequência de movimentos do paciente (MAIA, 2005). Com a introdução da TC helicoidal surgiu a definição de pitch (Fig. 6) (MDA, 1998). O pitch é dado matematicamente pela Equação 2: d pitch (2) h onde d é a distância percorrida pela mesa em uma rotação do tubo de raios X de 360º e h é a espessura do corte. Na TC helicoidal, pitch é igual a 1 quando o deslocamento da mesa durante uma rotação de 360 é igual à espessura do corte e pitch maior que 1 quando o deslocamento da mesa durante a rotação é maior do que a espessura do corte. Figura 6. Definição de pitch na TC helicoidal. Fonte: MAIA, 2005.

30 Aparelhos Multicorte Juntamente com os aparelhos helicoidais, surgiram também outras configurações de tomógrafos que permitem a obtenção de imagens em até 50 ms. O interesse no desenvolvimento de tomógrafos extremamente rápidos surgiu com a necessidade de obtenção de imagens funcionais do corpo humano, como as imagens do coração. São exemplos desta nova geração de tomógrafos os de cortes múltiplos (Multi-Slice CT System) (MAIA, 2005). Os aparelhos de tomografia computadorizada multicorte possuem no arco mais de uma fileira de detectores e um feixe em leque menos delgado. Assim, para cada volta completa do tubo de raios X em torno do paciente, é feita a aquisição de dados de mais de um corte simultaneamente. O número de cortes possíveis depende do número de fileiras de detectores disponíveis no aparelho e de sua associação (MOURÃO, 2007). O primeiro aparelho foi lançado no início da década de 90 e possibilitava a aquisição da imagem de dois cortes simultâneos por volta completa do tubo de raios X em torno do paciente. O esquema de aquisição com um conjunto tubo-arco detector de corte único e com um conjunto tubo-arco detector multicorte é apresentado na Fig. 7. A tecnologia do arcodetector com apenas uma fileira de detectores é denominada SDCT (Single Detector Computed Tomography) e faz a aquisição de dados de apenas um corte por volta completa do tubo de raios X em torno do paciente. A tecnologia do arco detector com mais de uma fileira de detectores é denominada MDCT (Multi Detector Computed Tomography) e faz a aquisição de dados de mais de um corte simultaneamente por volta completa do tubo de raios X em torno do paciente. No exemplo da figura, o sistema multidetector permite a aquisição de quatro cortes por volta completa do tubo de raios X em torno do paciente (MOURÃO, 2007).

31 31 Figura 7. Sistema de aquisição de dados de corte único e multicorte. Fonte: MOURÃO, Devido ao menor número de paradas que a mesa deverá fazer para completar a varredura completa de um órgão, o processo de aquisição é muito mais rápido quando se utiliza a tecnologia MDCT. Os primeiros aparelhos helicoidais concorriam com os aparelhos MDCT, visto que a tecnologia empregada nos aparelhos MDCT era a mesma utilizada nos aparelhos convencionais de TC. Já os aparelhos helicoidais demandaram uma série de adaptações e o desenvolvimento de algoritmos especiais capazes de gerar imagens de corte anatômico a partir de uma aquisição volumétrica. Atualmente os aparelhos disponíveis no mercado utilizam as duas tecnologias simultaneamente, são aparelhos de tomografia computadorizada helicoidais multicorte e por essa razão são muito rápidos no processo de aquisição dos dados para a geração da imagem (MOURÃO, 2007). Com a introdução da tomografia de cortes múltiplos, alguns parâmetros mudam um pouco de significado. A espessura do corte, que até então era definida pela colimação do feixe de radiação X, passa a ser definida apenas na colimação do feixe (HU, 1999). Esta consideração deve ser levada em conta também na definição do pitch, dada pela Equação 2. Com a nova configuração de cortes simultâneos, o valor do pitch pode variar até números bem maiores. Por exemplo, num equipamento que realiza até 4 cortes simultâneos, o valor do pitch pode ser de até igual a 8. Por isso, houve uma adaptação na definição do pitch (MAIA, 2005), dada pela Equação 3. d pitch (3) N h

32 32 onde d é a distância percorrida pela mesa em uma rotação de 360º, h é a espessura do corte e N é o número de cortes obtidos simultaneamente Variações da Dose no Objeto Irradiado Tanto nas exposições radiográficas quanto nas tomográficas existem variações da dose no objeto irradiado. A projeção das exposições radiográficas é tomada de uma determinada posição, visto que a fonte está parada. Na Fig. 8, as linhas mais espessas representam a dose de entrada na pele, que é muito maior do que a dose de saída na pele, representada pelas linhas finas. Esta diferença cria um gradiente de dose de radiação através do paciente (MCNITT-GRAY, 2002). Figura 8. Gradiente de dose resultante da exposição radiográfica. Fonte: Adaptado de MCNITT-GRAY, Em contraste, as exposições tomográficas de 360 de rotação resultam em um gradiente de dose de radiação radialmente simétrico dentro do paciente. Ou seja, em um objeto circular uniforme, como um objeto simulador, todos os pontos em um determinado raio a partir do centro têm aproximadamente a mesma dose de radiação (Fig. 9) (MCNITT-GRAY, 2002).

33 33 Figura 9. Gradiente de dose resultante da completa exposição em 360 de uma varredura de TC. Fonte: MCNITT-GRAY, A magnitude do gradiente de dose, isto é o tamanho da diferença do centro para a periferia, será afetada por vários fatores, incluindo o tamanho do objeto, o espectro do feixe de raios X e a atenuação do material ou tecido. Por exemplo, medições de dose obtidas no centro de um típico objeto simulador de tórax para a dosimetria de TC, de 32 cm de diâmetro e feito de polimetilmetacrilato (PMMA), são tipicamente cerca de 50% do valor medido em uma das posições periféricas. Para 120 kv, 280 ma, 1 s de varredura, ou seja, 280 ma.s e 10 mm de colimação, obtêm um valor central de 10 mgy e valores periféricos de 20 mgy que são medidos a 1 cm abaixo da superfície (Fig. 10) (MCNITT-GRAY, 2002). Figura 10. Gradiente de dose radial com uma proporção de 2:1 da periferia para o centro em um objeto simulador de tórax. Fonte: MCNITT-GRAY, No entanto, para um objeto simulador de cabeça com 16 cm de diâmetro, medido nas idênticas condições de irradiação, o valor central e os valores periféricos sobem para cerca de 40 mgy (Fig. 11). Isso demonstra o menor gradiente de dose radial e indica que a diferença do centro para a periferia e os valores absolutos das doses absorvidas são dependentes do

34 34 tamanho. Os fatores técnicos para as medições são 120 kv, 300 ma, 1 s de varredura, ou seja, 300 ma.s e 5 mm de colimação (MCNITT-GRAY, 2002). Figura 11. Ausência de um gradiente de dose radial em um objeto simulador de cabeça. Fonte: MCNITT-GRAY, Variação Longitudinal da Dose Além das variações do plano de varredura, existem variações ao longo do comprimento do paciente ou objeto simulador. Estes podem ser caracterizados pela distribuição de dose do eixo Z, ou seja, pelo perfil de dose da radiação (Fig. 12) (MCNITT- GRAY, 2002). Figura 12. Perfil de dose em um objeto cilíndrico de PMMA ao longo do eixo longitudinal devido à irradiação da fatia central. Fonte: MCNITT-GRAY, Na Fig. 12 apresenta a distribuição da dose absorvida ao longo do eixo do paciente devido a uma única varredura axial (uma rotação completa na mesa). O perfil de radiação não se limita à área primária adquirida. Há contribuições devido à difusão da radiação espalhada

35 35 dentro do objeto a ser exposto. Quando múltiplas varreduras adjacentes são feitas, as contribuições dos perfis de radiação das varreduras adjacentes contribuem na composição da dose absorvida fora da área primária. Ou seja, a dose de radiação em uma seção específica consiste na soma das contribuições para essa secção quando essa área é a área primária a ser exposta, bem como as contribuições dos perfis de radiação de seções adjacentes. O tamanho das contribuições das seções adjacentes é diretamente relacionado com o espaçamento das secções, a largura e a forma do perfil de radiação. Para contabilizar os efeitos das varreduras múltiplas, várias grandezas dosimétricas foram desenvolvidas, porém até hoje não existe uma padronização consolidada a este respeito (MCNITT-GRAY, 2002). Uma das primeiras grandezas desenvolvidas foi a MSAD (Multi Slice Average Dose) que é a grandeza dosimétrica que representa a dose média no corte central, relativa a uma série de cortes tomográficos (SHOPE, 1981) e sua definição é dada pela Equação 4: d 1 2 d d 2 MSAD D dz (4) N, d ( z) onde d é o incremento da mesa e D N,d (z) é a dose decorrente de N cortes em função da posição. A exposição média no corte central de uma série de cortes é equivalente à medida da exposição multiplicada pela espessura de um único corte (C.kg 1.cm), leitura dada pela câmara de ionização tipo lápis dividida pelo incremento da mesa. Assim, é possível determinar o MSAD realizando apenas um corte. A grandeza dosimétrica medida neste caso foi denominada Índice de Dose em Tomografia Computadorizada (CTDI) e a simplicidade de sua medição a transformou na grandeza dosimétrica mais difundida (JUCIUS et al., 1977). A definição matemática do CTDI está descrita na Equação 5. A grandeza dosimétrica CTDI refere-se a medidas dentro de um simulador de paciente, feito em acrílico, com a contribuição da radiação espalhada ou no ar (CTDI ar ) (SHOPE, 1981; EC, 1997). 1 CTDI D( z) dz h (5) onde D(z) é o valor da dose absorvida no simulador na posição z e h é a espessura nominal do corte tomográfico.

36 36 Equação 6: Quando o equipamento realiza vários cortes simultaneamente, o CTDI é dado pela CDTI 1 D( z dz N h ) (6) onde N é o número de cortes realizados simultaneamente. A equivalência entre o CTDI e o MSAD só é válida para quando o incremento da mesa e a espessura do corte tomográfico forem iguais (pitch igual a 1) (JUCIUS et al., 1977). Nos demais casos, vale a Equação 7: CTDI MSAD (7) pitch É possível encontrar variações nas definições dos limites de integração do CTDI. Por exemplo, para o Food and Drug Administration (FDA) o intervalo de integração do CTDI deve ser entre -7h e +7h, onde h é a espessura do corte, como mostra a Equação 8 (FDA, 1997). CTDI FDA 1 h 7h 7h D( z) dz (8) O intervalo de integração proposto pelo FDA dificulta um pouco as medições com a câmara de ionização tipo lápis, pois ela tem o comprimento de medida fixo. Por exemplo, para uma câmara de 10 cm, o valor do CTDI FDA só coincide com o valor medido para espessura do corte igual a 7 mm. A forma convencional de se obter o CTDI FDA consiste em se utilizar arranjos com dosímetros termoluminescentes. Mas é possível determinar o CTDI FDA utilizando a câmara de ionização tipo lápis e uma ferramenta adicional, que pode ser uma capa que limite o comprimento de exposição da câmara a 14 vezes a espessura do corte ou pode ser um fator de conversão. Esse fator de conversão permite determinar o CTDI FDA a partir da medida feita com a câmara de ionização tipo lápis, porém seu valor depende da espessura do corte (KNOX et al., 1996). Embora o CTDI FDA não seja uma grandeza fácil de ser medida, todos os fabricantes de equipamentos de TC nos EUA são obrigados a fornecer informação sobre o perfil de dose do

37 37 equipamento baseado nesta grandeza (FDA, 1997). Em consequência, o CTDI FDA tornou-se uma grandeza amplamente adotada nos trabalhos científicos também. Porém, publicações recentes apontam uma tendência de simplificação do procedimento de medida. Pensando nisto, foi proposto um novo índice de dose denominado CTDI 100, mostrado na Equação 9 (NAGEL, 2000; LEITZ, 1995). Os limites de integração foram adequados ao comprimento da câmara de CT, que é na maior parte dos casos de 100 mm. CTDI 1 h 50mm 100 D( z) 50mm dz (9) A Tab. 1 mostra os fatores de conversão entre o CTDI FDA e CTDI 100 para duas posições de medidas no interior do simulador: no centro ou na periferia a 1 cm da superfície. Tabela 1. Fatores de conversão entre as grandezas CTDI 100 e CTDI FDA. Espessura do corte Simulador de Cabeça CDTI 100 /CDTI FDA Simulador de Abdômen CDTI 100 /CDTI FDA (mm) Periferia Centro Periferia Centro 10 1,1 1,1 1,1 1,0 5 1,2 1,3 1,2 1,4 3 1,3 1,6 1,3 1,9 2 1,5 2,0 1,5 2,6 1,5 1,6 2,2 1,6 2,9 1-3,1-3,9 Fonte: MDA, 1998; NAGEL, Como já foi mencionado, o CTDI pode ser medido no interior de um objeto simulador de paciente. Frequentemente são utilizados dois tipos de objetos simuladores: um menor, de 16 cm de diâmetro, para simular a cabeça, e outro maior, de 32 cm de diâmetro, para simular o abdômen. Ambos os simuladores devem ser cilíndricos e feitos de PMMA, com densidade de (1,19 ± 0,01) g/cm 3. O simulador deve ter pelo menos 14 cm de comprimento e deve permitir o posicionamento do dosímetro em pelo menos cinco posições: no centro e a 1 cm da superfície em 4 posições (FDA, 1997). No Brasil, a Portaria 453 do Ministério da Saúde (BRASIL, 1998) define os níveis de referência em CT, que devem ser utilizados nacionalmente. Entretanto, a Portaria cita como simuladores apropriados para medidas do CTDI dois simuladores de água: um simulador de cabeça com 16 cm de diâmetro e um simulador de abdômen com 30 cm de diâmetro. Como os

38 38 simuladores fabricados comercialmente são de acrílico e o simulador de abdômen tem normalmente 32 cm de diâmetro, as especificações da Portaria 453 dificultam muito as medidas rotineiras de controle de qualidade (MAIA, 2005). A partir da medida do CTDI 100 em diversas posições, é possível calcular o CTDI ponderado (CTDI W ), dado pela Equação 10, para servir como indicador da dose média de um único corte tomográfico (LEITZ et al., 1995): 1 2 (10) 3 3 CTDI W CTDI 100, c CTDI 100, p onde CTDI 100,c é o CTDI 100 medido na posição central do simulador e CTDI 100,p é a média dos valores medidos nos quatro pontos da periferia do simulador, a 1 cm da superfície. Uma nova grandeza dosimétrica tem sido adotada recentemente: o CTDI vol, dado pela Equação 11 (MCNITT-GRAY, 2002). Enquanto o CTDI W faz uma média entre as doses num mesmo plano (perpendicular ao eixo central do paciente), o CTDI vol considera também o eixo de z. CTDI W CTDI vol (11) pitch As grandezas até agora descritas funcionam bem para a determinação da dose absorvida, mas não são adequadas para a estimativa do risco associado a um determinado procedimento. Tanto o CTDI, em suas diferentes definições, quanto o MSAD não têm alteração no seu valor numérico com o aumento do volume de varredura. O risco, entretanto, aumenta e é por isso que é preciso estimar também o produto dose vezes comprimento (DLP) que é definido pela Equação 12 (MCNITT-GRAY, 2002): DLP CTDI L (12) vol onde L é o comprimento total da varredura. Estes descritores de CTDI são obviamente significantes para servir como um índice de dose de radiação devido à varredura de CT e não são significantes para servir como uma exata estimativa da dose de radiação recebida por um paciente. Embora as medições do objeto simulador sejam destinadas a ser reflexo de um meio atenuador um pouco semelhante a um

39 39 paciente, ele não simula os diferentes tipos de tecidos e heterogeneidades de um paciente real. (MCNITT-GRAY, 2002). Com a crescente atenção que o radiodiagnóstico vem obtendo, a necessidade de uma harmonização entre as grandezas adotadas tornou-se evidente. Por isso, a International Atomic Energy Agency (IAEA) e a International Commission on Radiation Units and Measurements (ICRU) formaram grupos de trabalhos para o desenvolvimento de códigos de prática específicos para o radiodiagnóstico (PERNICKA et al., 2001). A IAEA (2007) traz uma terminologia diferente da apresentada anteriormente. Além disso, a adoção da grandeza kerma no ar é considerada preferível, pois é a grandeza na qual os dosímetros são calibrados nos laboratórios padrões. Assim, o antigo CTDI 100 (Equação 9) foi substituído nesta norma pelo índice de kerma no ar livre no ar (C a,100 ), que é dado pela Equação 13: 1 50 C a, 100 K( z) dz (13) T 50 onde K(z) é o kerma no ar livre no ar, em função da posição e T é a espessura do corte. Equação 14: Quando o equipamento realiza vários cortes simultaneamente, C a,100 é dado pela 1 50 C a, 100 K( z) dz (14) NT 50 onde N é o número de cortes realizados simultaneamente. O antigo CTDI W (Equação 10) também foi substituído pelo índice de kerma no ar ponderado (C W ), que é dado pela Equação 15: C W CPMMA, 100, c 2C PMMA,100, p 1 (15) 3 onde C PMMA,100,c é medido na posição central do objeto simulador e C PMMA,100,p é a média dos valores medidos nos quatro pontos da periferia do mesmo simulador, a 1 cm da superfície.

40 40 O índice n é utilizado para designar quando o valor de C a,100 ou o de C W for normalizado para o produto do tempo de exposição por unidade da corrente do tubo, P It, assim: n C W C C W a,100 ; nca,100 (16) PIt PIt Equação 17: O antigo CTDI vol (Equação 11) também foi substituído pelo C VOL, que é dado pela C VOL NT C C W VOL CW ; ncvol (17) l p PIt onde l é a distância percorrida pela mesa durante uma rotação helicoidal ou entre exames consecutivos para uma série de varreduras axiais, P It é a carga do tubo para uma única varredura axial e p é o pitch para uma varredura helicoidal, dado pela Equação 18: l p (18) NT Equação 19: O antigo DLP (Equação 12) também foi substituído pelo P KL,CT, que é dado pela P KL, CT j n C VOL j l j P It j (19) onde o índice j representa cada série ou sequência de varreduras helicoidais formando parte do exame.

41 Fatores que Influenciam a Dose de Radiação na TC Em geral, existem alguns fatores que têm uma influência direta sobre a dose de radiação, como: a característica do espectro do feixe de raios X (kv), corrente do tubo (ma), tempo de rotação do tubo de raios X, a espessura do feixe, o comprimento de varredura, as características do objeto, o pitch, técnicas de aquisição, a distância do tubo de raios X para o isocentro, etc. Existem alguns fatores que têm um efeito indireto na dose de radiação. Os fatores que têm uma influência direta sobre a qualidade da imagem, não têm um efeito direto da dose de radiação, por exemplo, o filtro de reconstrução. As escolhas desses parâmetros podem influenciar um operador para alterar protocolos de aquisição de imagens para um dado objetivo diagnóstico que podem mudar a dose no paciente (MCNITT-GRAY, 2007) Técnicas de Medição Para a determinação da energia depositada por unidade de massa (ou dose absorvida) em um meio exposto a radiações ionizantes, utilizam-se as câmaras de ionização, a dosimetria termoluminescente e os filmes radiocrômicos Câmara de Ionização Os detectores de radiação a gás baseiam-se na medição da ionização gerada pela passagem da radiação ionizante por um gás inerte. No caso das câmaras de ionização, o sinal medido é resultado da coleta de todos os íons primários, gerados pela radiação incidente, a partir da aplicação de uma diferença de potencial no gás. A câmara de ionização é o tipo mais simples e mais comum de detector a gás (KNOLL, 1989; BOAG, 1987). Existem dois tipos de câmaras de ionização: as câmaras de ar livre e as câmaras cavitárias (ATTIX, 2004). As câmaras de ar livre são dosímetros absolutos, ou seja, que obtêm a medida da dose absorvida no meio sem a necessidade de calibração do detector em um campo padrão de radiação. Este tipo de câmara de ionização é utilizada como referência para calibração dos demais tipos de câmaras. As câmaras de ar livre são normalmente

42 42 detectores grandes, uma vez que é necessário existir uma grande espessura de ar antes do volume sensível da câmara, para garantir as condições de equilíbrio eletrônico. A condição de equilíbrio eletrônico é alcançada quando existe uma compensação dos elétrons que saem do volume sensível da câmara, sem depositar toda a sua energia, com os elétrons que entram com as mesmas características dos que saíram (BOAG, 1987). As câmaras cavitárias, por outro lado, são câmaras mais versáteis, e, por isso, mais comuns. Elas são constituídas basicamente por uma parede que envolve uma cavidade preenchida por um gás. As cargas geradas pela radiação incidente no gás são coletadas a partir da aplicação de uma diferença de potencial entre os eletrodos. Em relação às câmaras de ar livre, as câmaras cavitárias podem ser mais compactas, uma vez que a condição de equilíbrio eletrônico é alcançada muito mais rapidamente quando o feixe atravessa um material sólido, como o da parede da câmara. Além disso, as câmaras cavitárias podem ser feitas em diversas formas e tamanhos, adequando-se a várias finalidades. As formas mais comuns são as esféricas, cilíndricas e de placas paralelas. A determinação da dose absorvida neste tipo de câmara, entretanto, depende de uma prévia calibração comparando com um dosímetro padrão (ATTIX, 2004). As câmaras de ionização podem ser seladas ou não seladas. Para as câmaras não seladas, ou abertas, é necessário corrigir a leitura da câmara para as condições ambientais de calibração, uma vez que a resposta da câmara depende da densidade do gás e esta densidade varia com as condições de pressão, temperatura e umidade. A correção para a pressão e a temperatura é dada pela Equação 20, e a umidade deve ser mantida dentro do intervalo sugerido pelo fabricante de cada câmara (ATTIX, 2004). f T, p pc (273,15 T ) (20) p (273,15 T ) c onde p c é a pressão de referência, normalmente 101,325 kpa, Tc é a temperatura de referência, normalmente 20 C, e T e p são, respectivamente, a temperatura e a pressão durante a medição. A leitura da câmara de ionização é diretamente proporcional à quantidade de íons coletados. Portanto, é necessário garantir que não exista migração de cargas entre os eletrodos, sobreestimando a medida, e que a perda de cargas por recombinação seja minimizada. Para isolar os dois eletrodos, são utilizados materiais isolantes apropriados e anéis de guarda. Os anéis de guarda são mantidos na mesma tensão do eletrodo coletor, servindo como um canal para onde a corrente de fuga é direcionada. A corrente de ionização

43 43 medida é, na maioria das vezes, muito pequena, da ordem de A ou até menor, e, portanto, o controle da corrente de fuga deve ser bastante rigoroso. Os anéis de guarda servem também para definir o volume sensível da câmara (KNOLL, 1989; BOAG, 1987; ATTIX, 2004). A carga coletada pelo eletrodo coletor é normalmente menor do que a carga primária gerada pela radiação incidente devido à recombinação de íons que ocorre no gás. Esta recombinação diminui com o aumento da tensão aplicada, tendendo a uma saturação. Entretanto, não é possível aumentar a tensão indefinidamente sem que comece a haver processos de multiplicação iônica ou que comece a haver migração de cargas entre os eletrodos devido à queda da eficiência dos isolantes (KNOLL, 1989; ATTIX, 2004). Na prática dosimétrica com câmaras de ionização, é importante avaliar três efeitos principalmente: o efeito da corrente de fuga, o efeito da polaridade e o efeito da saturação. Estes efeitos são os que mais influem na exatidão das medidas e podem ser estimados por testes relativamente simples. Quando necessário, fatores de correção devem ser aplicados às medidas para compensar desvios causados por quaisquer destes efeitos (MAIA, 2005). Existem muitos tipos de câmaras de ionização fabricadas comercialmente e cabe ao usuário definir qual a mais adequada para a sua necessidade. Muitos fatores podem ser considerados neste processo de escolha, como, por exemplo, a taxa de kerma no ar e a faixa de energia às quais o dosímetro vai ser rotineiramente submetido. Em radiodiagnóstico, o tipo de câmara de ionização mais comum é a de placas paralelas, mas também existem modelos especiais projetados para atender a determinadas finalidades, como é o caso das câmaras de ionização utilizadas em TC (SUNDE, 1992; DEWERD et al., 1999). A câmara de ionização utilizada para dosimetria em TC é uma câmara cilíndrica não selada de comprimento sensível entre 10 e 15 cm, denominada câmara de ionização tipo lápis. Um esquema deste tipo de câmara está mostrado na Fig. 13. Figura 13. Câmara de ionização tipo lápis. Fonte: Adaptado de SUZUKI et al., 1978.

44 44 Uma das características típicas desta câmara é que ela apresenta uma resposta uniforme a radiações incidentes em todos os ângulos ao redor do seu eixo. Portanto, ela é adequada para utilização em equipamentos onde o tubo de raios X rotaciona, como no caso dos aparelhos de TC. A leitura geralmente apresentada por este tipo de câmara é em unidades de dose vezes o comprimento (mgy.cm). As câmaras de TC são especialmente projetadas para serem utilizadas dentro dos simuladores dosimétricos. Os simuladores são utilizados para representar mais fielmente a situação clínica e, portanto, as câmaras sofrem influência tanto da radiação proveniente do feixe primário como da radiação espalhada no simulador (MAIA, 2005) Dosimetria Termoluminescente A termoluminescência (TL) é a emissão de luz por um isolante ou semicondutor, termicamente estimulado após a absorção de energia da radiação a que este material foi exposto, passando de um estado de equilíbrio para um metaestável. O processo termoluminescente envolve dois estágios: o primeiro, o material é exposto à radiação (em uma determinada temperatura) e armazena a energia proveniente desta; o segundo, o material é aquecido e a energia armazenada é liberada em forma de luz (SQUAIR, 2008). O processo físico da termoluminescência emprega o conceito de bandas dos sólidos com relação aos seus níveis eletrônicos de energia. Quando um cristal termoluminescente é exposto à radiação ionizante, esta fornece energia aos seus elétrons no estado fundamental na banda de valência, de tal modo que eles se tornam capazes de passar para a banda de condução. Caso esta energia seja superior à energia de ligação do elétron, provoca-se uma lacuna na banda de valência. O elétron e a lacuna movem-se então através do cristal até que ocorram recombinações ou a sua captura em estados metaestáveis de energia, normalmente denominados de armadilhas e localizados na banda proibida (Fig. 14) (SQUAIR, 2008).

45 45 Figura 14. Processo físico da termoluminescência. Fonte: SQUAIR, Estas armadilhas estão associadas a impurezas ou imperfeições da rede cristalina que criam poços de potencial locais. Quando aquecidos, os elétrons adquirem energia térmica suficiente para migrar livremente pelo cristal até serem capturados novamente por armadilhas ou recombinados com portadores opostos. Se a recombinação ocorre com a emissão de luz, uma curva de emissão TL pode ser observada. A curva de emissão TL de um material representa a luz emitida pelo cristal como função da temperatura ou do tempo de aquecimento (Fig. 15), consistindo em geral de vários picos, sendo que cada um deles está associado a um tipo de armadilha e recombinação (SQUAIR, 2008). Figura 15. Curva de emissão TL do detector de LIF:Mg,Ti. Fonte: SQUAIR, 2008.

46 46 Da dose absorvida pelo fósforo TL, somente uma pequena parte da energia depositada é emitida como luz quando a substância é aquecida. Para o LiF:Mg,Ti (TLD-100), por exemplo, é estimada uma perda de 99,96% da energia depositada pela radiação ionizante (ATTIX, 2004). Vários tipos de materiais termoluminescentes estão disponíveis para muitos tipos de aplicação como: dosimetria pessoal de corpo inteiro, dosimetria pessoal de extremidade, monitoração ambiental, dosimetria de altas doses e TC. Pode-se citar: o fluoreto de lítio (LiF), o borato de lítio (Li 2 B 4 O 7 ), o fluoreto de cálcio (CaF 2 ), o óxido de berílio (BeO) e o óxido de alumínio (Al 2 O 3 ). O LiF é o mais comumente utilizado devido ao número atômico efetivo baixo (Z=8,2), ligeiramente maior que o do tecido ou do ar (SQUAIR, 2008). Aos fósforos são adicionados ativadores ou dopantes que aumentam a sensibilidade e a capacidade do cristal em criar níveis intermediários de energia, responsáveis pela retenção de parte da energia depositada pela radiação. Como exemplos têm-se o magnésio e titânio como ativadores do fluoreto de lítio (LiF:Mg,Ti) e o disprósio para o sulfato de cálcio (CaSO4:Dy) (HARSHAW-BICRON, 1998). De modo geral, um TL deve possuir as seguintes características: elevada eficiência na emissão de luz; estabilidade com variações na temperatura e condições de utilização; espectro de emissão TL na faixa de sensibilidade do instrumento de leitura; boa reprodutibilidade; não toxidez; baixo custo; resposta linear no intervalo de interesse (SQUAIR, 2008). Para a reutilização confiável dos detectores TL, dependendo do material, é necessário o uso de procedimentos para tratar termicamente os detectores. Esse tratamento térmico possui duas etapas: recozimento ou tratamento térmico propriamente dito e pré-leitura (SQUAIR, 2008). O tratamento térmico é utilizado com o objetivo de restabelecer o equilíbrio termodinâmico no material antes da irradiação, garantindo que todas as armadilhas sejam recombinadas, estando completamente limpo (zerado) antes da exposição. O tratamento de pré-leitura é utilizado com o objetivo de retirar intencionalmente as armadilhas pouco estáveis (rasas) à temperatura ambiente antes da leitura TL, garantindo o resultado correto da dose. Este tratamento é de grande importância para redução do efeito de desvanecimento. O desvanecimento ou fading é o processo onde ocorre a perda não intencional da informação latente, ou seja, sua resposta. O desvanecimento pode ter várias causas, sendo a principal, a variação térmica do dosímetro. No desvanecimento térmico, as armadilhas mais

47 47 rasas desvanecerão mais rapidamente que as mais profundas devido à maior probabilidade de transição (WEINSTEIN et al., 2003). Os leitores de sinal dos detectores TL podem ser manuais ou automáticos, sendo que ambos possuem três partes básicas (Fig. 16): sistema de aquecimento, de detecção da luz e o eletrônico (SQUAIR, 2008). O sistema de aquecimento consiste em fornecer energia térmica ao detector TL para que ocorra a recombinação do elétron na camada de valência emitindo luz visível. Este processo de aquecimento pode ser através de resistência elétrica ao por fluxo de gás inerte aquecido. O sistema de detecção da luz para captação do sinal TL emitido pelo detector é constituído por lentes que direcionam o feixe de luz a tubos fotomultiplicadores, gerando o sinal elétrico com intensidade proporcional à emissão de luz. O sistema eletrônico consiste na amplificação e coleta do sinal elétrico obtendo o resultado da leitura em carga elétrica e o sistema mecânico para a obtenção da vedação de todo o sistema contra a possível entrada de luz e obtenção de ambiente inerte (gás inerte) no sistema de detecção TL. Figura 16. Sistema da leitora de dosímetros TL. Fonte: SQUAIR, 2008.

48 Filme Radiocrômico Os materiais radiocrômicos podem ser encontrados sob diversas formas e a mais comum é a de filmes, que são películas compostas por polímeros com um aditivo sensível à radiação ionizante. Podem ser feitos de nylon, polivinil, poliestireno e outros tipos de compostos poliméricos com uma porcentagem, em massa, de corante cromóforo cuja cor é intensificada pela radiação. Estes filmes são produzidos numa infinidade de espessuras variando desde alguns micrometros até três milímetros (SILVA, 2000). Os filmes radiocrômicos são usados como dosímetros de rotina e devem ser calibrados no mínimo uma vez por semestre. O mesmo filme pode ser usado previamente em procedimentos como a validação do processo de irradiação, mapeamento de doses e licenciamento, se o intervalo de doses ao qual o dosímetro é capaz de responder for suficientemente amplo e se a leitura da dose for suficientemente exata e precisa (SILVA, 2000). A identificação da irradiação de um filme pode ser feita por espectrofotômetro, scanner ou densitômetro. Reações radiocrômicas por definição correspondem à coloração direta de um meio devido à absorção de radiação ionizante da substância radiosensível misturada ou depositada na película, e não pelo aumento da concentração do cromóforo. As mudanças de coloração dos filmes radiocrômicos não exigem um processamento químico e indica a exposição à radiação. A formação da imagem ocorre através de um processo de polimerização em que a energia é transferida de um fóton ou partícula energética à parte receptiva da molécula do filme, iniciando a formação de cor através de alterações químicas (AAPM, 1998). Alguns tipos de filmes radiocrômicos, antes da irradiação, possuem uma determinada cor e consiste de uma fina dispersão microcristalina ativa revestida em uma base flexível de poliéster. Outros filmes consistem em duas camadas de sensores dispersos revestidos em ambos os lados de uma base de poliéster, como por exemplo, o filme radiocrômico GAFCHROMIC XR-CT (Fig. 17). A película laranja responde à luz ultravioleta e radiação ionizante, tornando-se alguns tons mais escuros. A mudança de cor é obtida diretamente sem tratamento térmico, ótico ou químico. A imagem original é estável a temperaturas até cerca de 60 C, acima do qual a cor da imagem muda abruptamente (AAPM, 1998).

49 49 Figura 17. Composição do filme radiocrômico GAFCHROMIC XR-CT. O filme GAFCHROMIC XR-CT é composto por uma dupla camada de poliéster de revestimento altamente uniforme, sendo que uma dessas camadas é transparente e sensível às radiações ionizantes, enquanto a outra é radiopaca. Este filme ainda possui duas camadas superficiais de 5 μm e duas camadas ativas de 25 μm. A camada radiosensível no filme GAFCHROMIC XR-CT contém microcristais de um monômero sensível a radiação e uniformemente disperso em uma capa gelatinosa, que sofre polimerização parcial quando irradiado, de tal forma que a cor do polímero altera-se progressivamente com o aumento da dose. A modificação das cores dos filmes radiocrômicos geralmente é medida em uma banda espectral estreita de comprimento de onda com um espectrofotômetro ou um densitômetro (AAPM, 1998). Essas medições são expressas em termos do aumento da absorbância (A), ou seja, densidade óptica e transmitância (T) da luz, de acordo com a Equação 21: A log10 T (21) Também foi observado que o maior aumento da absorbância ocorre em altas temperaturas de armazenamento, perto de 40 C. Tal efeito pode exigir atenção nas condições de armazenamento. As respostas dos filmes radiocrômicos geralmente são influenciadas por temperatura e umidade relativa e, em alguns casos, a luz ambiente e gases. Como a condição de calibração pode ser diferente das condições de uso na prática, as variações de resposta devem ser determinadas e corrigidas (AAPM, 1998).

50 50 O filme GAFCHROMIC XR-CT foi projetado para a medição da dose absorvida de fótons de baixa energia e possui uma alta sensibilidade à radiação. Observa-se um aumento de sensibilidade entre 20 e 200 kv, porém a faixa indicada para medições e testes é entre 80 e 140 kv. Este tipo de filme ainda responde numa faixa de dose entre 1 e 500 mgy, produz uma densidade ótica instantânea e é altamente econômico e confiável.

51 51 4. METODOLOGIA E INFRA-ESTRUTURA 4.1. Amostra A amostragem foi realizada em cinco modernos aparelhos helicoidais multicorte de TC (Tab. 2) pertencentes a estabelecimentos de assistência à saúde com serviço de radiodiagnóstico, dentre hospitais e clínicas especializadas, que dispõem de sistema de tomografia computadorizada. Tabela 2. Tomógrafos dos estabelecimentos de assistência à saúde. Tomógrafos Fabricante Modelo T1 Philips Brilliance T2 GE Bright Speed T3 Philips Brilliance T4 GE Light Speed T5 GE Bright Speed 4.2. Materiais Foi utilizada a infra-estrutura do Centro de Desenvolvimento da Tecnologia Nuclear (CDTN/CNEN), composta por equipamentos e pessoas especializadas. No Laboratório de Calibração de Dosímetros foram utilizados os irradiadores gama e de raios X e equipamentos auxiliares diversos, como termômetros, barômetros, computadores, etc. No Laboratório de Dosimetria Termoluminescente foram utilizadas as leitoras termoluminescentes, detectores diversos, sala de fornos, etc. Especificamente para este trabalho, foram utilizados os seguintes instrumentos: Câmara de ionização tipo lápis, Radcal Corporation, modelo: 10X5-3CT, nº 8171; Câmara de ionização, Radcal Corporation, modelo: RC6, nº 16951; Eletrômetro, Radcal Corporation, modelo: 9060, nº ; Controladora, Radcal Corporation, modelo: 9015, nº ; Eletrômetro, Keithley, modelo: 6517ª, nº ; Simulador de tronco de PMMA; Máquina de raios X Seifert-Pantak;

52 52 Dosímetros termoluminescentes Harshaw de LiF:Mg,Ti (TL100) tipo bastão; Filmes Radiocrômicos GAFCHROMIC XR-CT; Software Image J para tratamento das imagens; Scanner Microtek 9800 XL; Forno automatizado PTW Freiburg, modelo: TLD O; Leitora termoluminescente Harshaw, Thermo Electron Corporation, modelo: 4500; Software WinRems ; Fonte de radiação beta ( 90 Sr/ 90 Y) de 33 MBq, modelo: PTW8921; Irradiador de 137 Cs; 4.3. Metodologia Foi feito um levantamento prévio dos tomógrafos do parque da região metropolitana de Belo Horizonte através do banco de dados do CDTN/CNEN e a comparação destes resultados com os dados do Ministério da Saúde (MINISTÉRIO DA SAÚDE, 2010). Para a medição do perfil de dose e o cálculo da MSAD, foram utilizados cinco aparelhos helicoidais multicorte de TC com dosímetros termoluminescentes do tipo bastão de fluoreto de lítio distribuídos em cilindros posicionados nas regiões periférica e central de um objeto simulador de tórax de PMMA. Foi realizado um estudo com filmes radiocrômicos substituindo os dosímetros TL para a medição do perfil de dose no tomógrafo T2. Através de procedimentos que são adotados internacionalmente, também foi realizado no tomógrafo T2 um estudo com câmara de ionização tipo lápis, modelo 10X5-3CT, para a medição das grandezas específicas para TC. Os resultados de MSAD obtidos com as três diferentes técnicas foram comparados com o NRD de 25 mgy estabelecido pela legislação brasileira para o abdômen Levantamento dos Tomógrafos Foi feito o levantamento prévio dos tomógrafos a fim de conhecer onde estão os diversos aparelhos de diferentes fabricantes no parque da região metropolitana de Belo Horizonte. Para isso, foi utilizado um banco de dados do CDTN/CNEN que possui todos os relatórios entre os anos de 2005 e 2009 dos cadastrados pela Vigilância Sanitária de Minas

53 53 Gerais, ou seja, dos profissionais capacitados para a realização dos testes de qualidade. Com este arquivo, foi possível determinar a quantidade de tomógrafos inspecionados entre estes anos, assim como as respectivas marcas e também os protocolos utilizados em cada ocasião. A fim de fazer uma comparação com os resultados encontrados no banco de dados do CDTN/CNEN e obter dados mais atuais, foi utilizado dados do Ministério da Saúde (MINISTÉRIO DA SAÚDE, 2010) Seleção dos Dosímetros TL A fim de demonstrar a confiabilidade metrológica, foram analisados os parâmetros de qualidade do sistema de dosimetria termoluminescente, composto por leitora Harshaw, fabricante Thermo Electron Corporation, modelo 4500 (Fig. 18) e dosímetros TL Harshaw de LiF:Mg,Ti (TL100) tipo bastão com 1 mm de diâmetro e 6 mm de comprimento, desvanecimento à 25 C de 5% em 1 ano, linearidade em 60 Co de 10-4 a 10 0 Gy, limite de utilização de 10 3 Gy e saturação de 5 x 10 3 Gy (Fig. 19). Figura 18. Leitora termoluminescente Harshaw, Thermo Electron Corporation, modelo: Figura 19. Dosímetros termoluminescentes de LiF:Mg,Ti (TL100) tipo bastão.

54 54 Dois lotes de dosímetros TL foram submetidos a uma seleção visual, teste de reprodutibilidade para assegurar uma mesma resposta para certa faixa de dose durante utilizações sucessivas e teste de homogeneidade para garantir a uniformidade de sensibilidade dentro de um mesmo lote. A seleção visual foi feita através de uma lupa, retirando os dosímetros TL que apresentaram algum dano, e, dessa forma, foram escolhidos os lotes dos dosímetros TL. A homogeneidade e reprodutibilidade foram feitas submetendo os lotes a um ciclo que consistia em: a) Tratamento térmico, também chamado de limpeza ou annealing de 400ºC por 1h e 100ºC por 2h, feito no forno automatizado (Fig. 20). b) Irradiação de 5 mgy de kerma no ar no irradiador de 137 Cs, posicionados a 1,5 m da fonte de irradiação nas condições de equilíbrio eletrônico (Fig. 21). c) Pré-Leitura de 100ºC por 10 min, feita também no mesmo forno automatizado. d) Leitura do sinal emitido pelos dosímetros TL feita na leitora Harshaw, durante o aquecimento de 50ºC a 260ºC em uma taxa de 10ºC.s -1. Figura 20. Forno automatizado Freiburg. Figura 21. Posicionamento dos dosímetros TL no irradiador de 137 Cs.

55 55 Este ciclo foi repetido 10 vezes a fim de obter a homogeneidade e a reprodutibilidade do lote. O fator de homogeneidade do lote, H, é recomendado pelo Comite de Avaliação de Serviços de Monitoração Individual Externa (CASMIE, 1995) através da Equação 22: ( L MÁX L MIN ) H (%) % (22) L MIN onde L MÀX e L MIN são a maior e a menor média das leituras, em nc, dos dosímetros TL. O fator de homogeneidade do lote, ν, é recomendado pela International Standartization Organization (ISO, 1997) através da Equação 23: s v % (23) L onde s é o desvio padrão e L é a média das leituras, em nc, obtidas no lote. A reprodutibilidade dos dosímetros TL foi obtida a partir da Equação 24: ( s I S ) R(%) 100 L (24) onde s é o desvio padrão das 10 leituras e I S é o intervalo de confiança de 95%. O requisito de desempenho dos dosímetros TL quanto à reprodutibilidade recomendado pela ISO (1997) é de 7,5% e pelo CASMIE (1995) é de 10% Calibração dos Dosímetros TL A calibração dos dosímetros TL foi feita na faixa de energia de interesse, dada pelas radiações de referência para tomografia implantadas no Laboratório de Calibração do CDTN/CNEN, identificadas por RQT8, RQT9 e RQT10. Foram escolhidos 25 dosímetros no total, sendo que cinco para medir a radiação de fundo, cinco para controle que foram irradiados no irradiador de 137 Cs, e três grupos de cinco para a calibração nas RQT8, RQT9 e RQT10, respectivamente.

56 56 A taxa de kerma no ar foi determinada para cada condição por meio da câmara de ionização Radcal Corporation, modelo RC6, calibrada no Laboratório Nacional de Metrologia das Radiações Ionizantes (LNMRI), posicionada a 100 cm da fonte de raios X (Fig. 22). (a) (b) Figura 22. Posicionamento da câmara de ionização Radcal Corporation, modelo: RC6: (a) vista lateral e (b) vista frontal. O cálculo da taxa de kerma em mgy.s -1, K, foi feito utilizando a Equação 25: L K N k t (25) onde L é a média das leituras em nc obtidas no eletrômetro Keithley, t é o tempo de integração no eletrômetro de cada leitura em segundos e N k é o coeficiente de calibração em mgy.nc -1 da câmara de ionização para cada radiação de referência. Em seguida, no lugar da câmara, foram posicionados os dosímetros TL inseridos verticalmente em um pedaço de isopor (Fig. 23) para que a calibração fosse realizada livre no ar, com 5 mgy de kerma no ar.

57 57 (a) Figura 23. Posicionamento dos dosímetros TL durante a calibração nas RQT: (a) vista frontal e (b) em destaque. (b) As radiações de referência são identificadas pelas diferentes tensões (kv), pelas diferentes correntes (ma) e pelas determinadas espessuras de filtros (alumínio e cobre) utilizadas. Na Fig. 24, está em destaque o local onde foi inserida a filtragem adicional. Figura 24. Local onde são inseridos os filtros de alumínio e cobre. A tensão, a carga, a espessura de alumínio e de cobre utilizada em cada radiação de referência, assim como as respectivas camadas semi-redutoras (CSR) estão especificadas na Tab. 3. Tabela 3. Parâmetros utilizados na calibração dos dosímetros TL nas diferentes RQT. Radiação de Referência Tensão (kv) Corrente (ma) Filtros (mm) CSR (mmal) Al Cu RQT ,1 0,189 6,9 RQT ,5 0,211 8,4 RQT ,8 0,245 10,1

58 58 Os cincos dosímetros TL utilizados para medir a radiação de fundo foram posicionados do lado de fora da sala onde foi realizado o experimento de calibração dos dosímetros nas RQT. Já os outros cinco dosímetros restantes, utilizados como controle, foram irradiados na fonte de 137 Cs com 5 mgy de kerma no ar. O cálculo do coeficiente de calibração dos dosímetros TL em µgy.nc -1, N k, foi feito utilizando a Equação 26: K N k (26) L onde K é kerma no ar com que os dosímetros TL foram irradiados Calibração dos Filmes Radiocrômicos Com a finalidade de realizar algumas comparações, principalmente com os resultados obtidos com a câmara de ionização tipo lápis, foram posicionadas tiras de filmes radiocrômicos cortados (Fig. 25) dentro da capa da câmara tipo lápis (Fig. 26). Os filmes GAFCHROMIC XR-CT são comercializados com 12 cm de comprimento por 1,75 cm de largura, porém, eles foram cortados na metade no sentido longitudinal com o objetivo de economizar o produto. A calibração de tons de cinza em relação à kerma no ar foi feita inserindo a capa da câmara de ionização contendo as tiras dos filmes dentro do objeto simulador. Foi utilizado o tomógrafo T2 fabricado pela GE, modelo Bright Speed, no protocolo de tórax utilizado pelo hospital, com uma tensão de 120 kv, quatro cortes de 3,75 mm de espessura cada, 242,4 ma.s. Da mesma maneira que são realizados os testes utilizando a câmara de ionização tipo lápis, também foi feita a irradiação de uma fatia no centro do simulador, ou seja, na região que estaria o volume sensível da câmara lápis para o registro dos filmes. Em seguida, a capa da câmara foi alterada de posição com substituição da tira de filme radiocrômico inserida. Este procedimento foi repetido nos cinco orifícios do objeto simulador de PMMA para tronco (centro, norte, sul, leste e oeste), perfazendo o total de 5 irradiações. Uma tira do filme radiocrômico foi posicionada na sala de controle do tomógrafo para o registro da radiação de fundo.

59 59 Figura 25. Filme radiocrômico GAFCHROMIC XR-CT cortado ao meio (à esquerda) e inteiro (à direita). Figura 26. Posicionamento das tiras de filmes radiocrômicos na capa da câmara de ionização. Todos os resultados com os filmes radiocrômicos foram obtidos após a digitalização das tiras em um modo RBG (Red, Blue and Green) com o scanner Microtek 9800 XL (Fig. 27). Com o auxílio do software Image J, a imagem foi separada nos três canais de cor, sendo escolhida a região do vermelho a fim de obter uma melhor resposta. Antes da análise do filme obtida através do scanner, foi necessária uma inversão das cores da sua imagem (Fig. 28) para obter um correto perfil (em escala de tons de cinza) através da seleção da área de interesse no filme. Se a inversão não fosse feita, o perfil de dose apareceria invertido. Foi feita a integral deste perfil de dose obtido para cada posição (centro, norte, sul, leste e oeste) a fim de comparar com os valores obtidos com a câmara de ionização. Para obter um único coeficiente de calibração (mgy.tons de cinza -1 ) foi feita a média ponderada dos valores de todas as posições, visto que a dose medida no centro é, aproximadamente, a metade do valor das demais.

60 60 Figura 27. Scanner Microtek 9800 XL. Figura 28. Inversão das cores da imagem das tiras dos filmes radiocrômicos Controle de Qualidade da Câmara de Ionização Foram analisados os parâmetros de qualidade da câmara de ionização tipo lápis, modelo 10X5-3CT (Fig. 29), que foi utilizada para trabalhos em campo, através dos testes de repetibilidade, reprodutibilidade e corrente de fuga. Nestes testes, foi utilizada a fonte de radiação beta de 90 Sr/ 90 Y (Fig. 30), o conjunto com eletrômetro, modelo 9060 e controladora, modelo 9015 e o posicionador de acrílico.

61 61 Figura 29. Câmara de ionização tipo lápis da Radcal Corporation, modelo: 10X5-3CT, nº Figura 30. Fonte de radiação beta de 90 Sr/ 90 Y. A câmara tipo lápis foi inserida no acrílico posicionador e conectada ao conjunto com eletrômetro e controladora (Fig. 31). A fonte de radiação beta foi usada como fonte de radiação para a realização destes testes. Figura 31. Posicionamento dos materiais para o teste de repetibilidade e reprodutibilidade da câmara de ionização tipo lápis.

62 62 No teste da corrente de fuga, a fonte de radiação beta foi posicionada no acrílico até atingir um valor próximo ao de 500 μgy (valor de referência adotado em todos os testes realizados). Após aproximadamente 15 minutos sem a fonte, o valor obtido pelo eletrômetro foi anotado. Nos testes de reprodutibilidade e repetibilidade, foi avaliada a corrente de referência. Novamente a fonte de irradiação beta foi inserida no acrílico e a cada 20 segundos aproximadamente, o valor lido no eletrômetro foi anotado. Este mesmo procedimento foi refeito mais nove vezes, perfazendo um total de dez medidas. Os valores de temperatura utilizada pelo eletrômetro e a pressão ambiente também foram anotados e corrigidos em ambos os experimentos Calibração da Câmara de Ionização Além dos parâmetros de controle de qualidade do conjunto composto pelo eletrômetro, controladora e câmara de ionização, foi feita a calibração destes no IPEN (Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares) localizado na cidade de São Paulo. A calibração foi feita nas radiações de referência RQT8, RQT9 e RQT10 (Tab. 3). A câmara de ionização foi posicionada horizontalmente a 100 cm de distância em relação ao tubo de raios X (Fig. 32a). A câmara monitora, pertencente ao IPEN, foi calibrada pelo Laboratório Primário de Radiações Ionizantes da Alemanha (PTB) e já estava posicionada (Fig. 32b). (a) Figura 32. Posicionamento: (a) da câmara de ionização Radcal Corporation e (b) da câmara monitora. (b)

63 63 Foi utilizado o colimador com uma abertura de 80 x 30 mm, posicionado a 5 cm da câmara de ionização (Fig. 33). (a) Figura 33. Posicionamento: (a) do colimador e (b) em destaque. (b) A cada 30 s, foram anotados os valores medidos (mgy), temperatura (ºC), pressão (kpa) e carga da monitora (nc), perfazendo um total de cinco medidas de cada valor. A média de todos os valores foi determinada para obter o fator de temperatura e pressão e o valor corrigido das leituras. O cálculo do coeficiente de calibração em mgy.cm.(u.e.) -1, N P KL, Q, foi feito utilizando a Equação 27: NP KL Q Kwd Md a r, (27) onde K é o kerma no ar obtido pela câmara padrão do IPEN (Gy.min -1 ), w é o tamanho sensível da câmara, d r é a distância entre câmara de ionização e o tubo de raios X, M é o valor corrigido das leituras (u.e.) e d a é a distância entre o colimador e o tubo de raios X Medida dos Perfis de Dose em Varredura de Tórax Foram realizadas medidas experimentais nos cinco aparelhos de TC (Tab. 2) com objetos simuladores e dosímetros TL para a estimativa da MSAD e, principalmente, para a observação dos perfis de dose gerados pelos tomógrafos na aquisição de imagens com um

64 64 mesmo objetivo diagnóstico, ou seja, varredura para o diagnóstico de pulmões. Todas as medidas experimentais de dose foram obtidas utilizando um objeto simulador de PMMA para tronco com 32 cm de diâmetro e 15 cm de comprimento. Este simulador possui cinco orifícios paralelos em profundidade para inserir os cilindros contendo os dosímetros TL. Os orifícios se encontram um ao centro e os demais na periferia do objeto (Fig. 34). Figura 34. Objeto simulador de tronco, com cinco orifícios para medidas. Dosímetros TL foram dispostos a cada 10 mm ao longo dos cilindros de PMMA, sendo que dois dosímetros foram dispostos a 2 mm do centro. A dimensão dos cilindros de PMMA e o posicionamento dos dosímetros TL que serão inseridos nele são mostrados na Fig. 35. Figura 35. Posicionamento dos dosímetros nos cilindros de PMMA. O simulador de tronco, com dosímetros TL inseridos, foi posicionado, com a ajuda de lasers, no isocentro do tomógrafo (Fig. 36). Foi feito um topograma ( scout ) a fim de conferir o posicionamento do simulador e demarcar a região da varredura a ser realizada.

65 65 Figura 36. Posicionamento do objeto simulador de tronco no isocentro do tomógrafo. Utilizando o protocolo para o diagnóstico de pulmões, foi feita a varredura do objeto. A imagem, em filme, da varredura feita é mostrada na Fig. 37. Figura 37. Filme mostrando a irradiação do objeto simulador contendo os cilindros carregados com os dosímetros TL. Após a realização deste primeiro teste, todos os cilindros com os dosímetros foram retirados e guardados para uma posterior leitura em laboratório. Foi utilizado um fator de conversão Ar-PMMA de 1,0682 que foi encontrado dividindo o (µ/ρ) do PMMA (1,5485 cm 2.g -1 ) pelo o do ar (1,4485 cm 2.g -1 ) (NIST, 2010). Tal fator foi utilizado visto que os dosímetros TL foram calibrados livres no ar, enquanto os testes foram realizados com eles inseridos no objeto simulador. Foi calculado o valor de MSAD a partir da integral da curva obtida através das leituras dos dosímetros TL inseridos na região central do objeto simulador e os respectivos limites de integração.

66 66 No segundo teste, foi feito um estudo no tomógrafo T2 inserindo outros cilindros sem dosímetros em quatro dos cinco orifícios que o objeto simulador possui. A câmara de ionização tipo lápis foi posicionada no orifício restante para a estimativa das grandezas dosimétricas utilizadas em radiodiagnóstico (Fig. 38). Figura 38. Câmara de ionização tipo lápis inserida em um dos orifícios do objeto simulador de PMMA. Foi feito um corte no centro do volume sensível da câmara lápis. No total foram feitas três irradiações. Os resultados foram lidos na controladora do eletrômetro Radcal Corporation 9060, anotados e calculado a média e o desvio padrões deles. Em seguida, a câmara de ionização foi alterada de posição. Este procedimento foi repetido até que os cinco orifícios do objeto simulador (centro, norte, sul, leste e oeste) tivessem abrigado a câmara, perfazendo o total de 15 irradiações. As cinco diferentes posições que a câmara de ionização (ponto preto na imagem do objeto simulador) foi inserida são apresentadas na Fig. 39. Figura 39. Posicionamento da câmara de ionização tipo lápis nos cinco pontos de medição.